JP2004121741A

JP2004121741A - Phase information restoring method and phase information restoring device, and phase information restoring program

Info

Publication number: JP2004121741A
Application number: JP2002293740A
Authority: JP
Inventors: Hideyuki Sakaida; 境田　英之
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 2002-10-07
Filing date: 2002-10-07
Publication date: 2004-04-22

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To reduce the effects of noises without increasing the irradiation dose of X rays when a radiation image is composed for a biological state for a human body or the like by a phase contrast method. SOLUTION: This phase information restoring method restores the phase information of radiation which has passed through a patient based on detection data acquired by detecting the intensity of the radiation which is generated from a light source of a focal size σ at a location of a distance R from the patient, and has passed through the patient. The phase information restoring method includes steps (a) and (b). In the step (a), a plurality of detection data are acquired by using a radiation detector which forms detection data indicating radiation image information of which the image size is πσz/3R or higher (z is a maximum value of z<SB>i</SB>) by detecting the intensity of the cast radiation on a plurality of detection surfaces of which the distances z<SB>i</SB>from the patient are different. In the step (b), phase data is acquired by restoring the phase information of the radiation which has passed through patient based on a plurality of the detection data. COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

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

【０００９】
次に、位相復元の原理について、図１１を用いて説明する。図１１に示すように、波長λを有するＸ線は、図の左側から出射し、物体面１０１を透過し、物体面１０１から距離ｚだけ離れたスクリーン１０２に入射する。ここで、スクリーン１０２上の位置（ｘ，ｙ）におけるＸ線の強度をＩ（ｘ，ｙ）、位相をφ（ｘ，ｙ）とする。このとき、強度Ｉ（ｘ，ｙ）と位相φ（ｘ，ｙ）との間には、次式に示す関係が成り立つ。ここで、強度Ｉは、波の振幅の２乗である。
【数２】

式（２）においてκ＝２π／λとおき、（ｘ，ｙ）成分をベクトルｒに書き換えると、式（１）に示すＴＩＥが導かれる。
【００１０】
しかしながら、このようなＴＩＥを解くことは困難であるため、ＴＩＥは、主に近似して用いられていた。下記の非特許文献２には、硬Ｘ線撮像によって得られた画像情報に基づいて位相復元を行い、Ｘ線画像を構成することが述べられている。この文献においては、式（１）に示すＴＩＥを次のように近似している。まず、式（１）を展開する。なお、以下において、上記文献におけるベクトルｒは（ｘ，ｙ）成分に書き換えられている。
【数３】

【００１１】
式（３）の右辺第２項をゼロに近似すると、次式（４）に示す近似式が得られる。
【数４】

式（４）においては、有限要素法等の解法により、Ｉ（ｘ，ｙ）からφ（ｘ，ｙ）を求めることができる。
【００１２】
これらの方法を用い、より精度の良い位相復元を行うためには、検出素子のサイズをできる限り小さくし、多くの検出素子により構成される、高精細（高解像度）のスクリーンを用いることが望ましい。
【００１３】
しかしながら、高解像度のスクリーンを用いると、ノイズの影響を受けやすくなるといった問題があった。そこで、ノイズの影響を減少させるためには、Ｘ線の照射量を増加させることが考えられるが、人体のような生態の場合には、被曝の恐れがあるために、照射量を増加させることができないといった問題がある。なお、下記の非特許文献１及び非特許文献２には、非生態試料を撮影しているため、このようなノイズと照射量の関係については述べられていない。
【００１４】
【非特許文献１】
オールマン（Ｂ．　Ｅ．　Ａｌｌｍａｎ）等「軟Ｘ線非干渉量測定位相撮像法（Ｎｏｎｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ　ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ　ｐｈａｓｅ　ｉｍａｇｉｎｇ　ｗｉｔｈ　ｓｏｆｔ　ｘ　ｒａｙｓ）」米国光学協会誌Ａ（Ｊ．　Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｓｏｃｉｅｔｙ　ｏｆ　Ａｍｅｒｉｃａ　Ａ），　Ｖｏｌ．　１７，　Ｎｏ．　１０　（Ｏｃｔｏｂｅｒ　２０００）、ｐ．１７３２−１７４３
【非特許文献２】
グレイエフ（Ｔ．　Ｅ．　Ｇｕｒｅｙｅｖ）等「硬Ｘ線量測定非干渉位相差撮像法（Ｈａｒｄ　Ｘ−ｒａｙ　ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ　ｎｏｎ−ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ　ｐｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ　ｉｍａｇｉｎｇ）」光学写真法研究専門家誌（ＳＰＩＥ）　Ｖｏｌ．　３６５９　（１９９９）、ｐ．３５６−３６４
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、上記の点に鑑み、本発明は、Ｘ線の照射量を増加させることなく、ノイズの影響を減少させることができる位相情報復元方法を提供することを目的とする。また、本発明は、そのような位相情報復元方法を用いた位相情報復元装置、並びに、位相情報復元プログラムを提供することを目的とする。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
以上の課題を解決するため、本発明の第１の観点に係る位相情報復元方法は、被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元方法であって、被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において、照射された放射線の強度を検出して画素サイズがπσｚ／３Ｒ以上（ｚはｚ_ｉの最大値）の放射線画像情報を表す検出データを生成する放射線検出器を用いて、複数の検出面における複数の放射線画像情報を表す複数の検出データを得るステップ（ａ）と、複数の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより、位相データを求めるステップ（ｂ）とを具備する。
【００１７】
また、本発明の第２の観点に係る位相情報復元方法は、被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元方法であって、被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた、複数の検出面における複数の放射線画像情報を表す複数の第１の検出データを取得するステップ（ａ）と、複数の第１の検出データに対して、空間周波数が３Ｒ／２πσｚ（ｚはｚ_ｉの最大値）より大きい成分を抑圧することにより、複数の第２の検出データをそれぞれ生成するステップ（ｂ）と、複数の第２の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより、位相データを求めるステップ（ｃ）とを具備する。
【００１８】
本発明の第１の観点に係る位相情報復元装置は、被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を、被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元装置であって、照射された放射線の強度を検出して画素サイズがπσｚ／３Ｒ以上（ｚはｚ_ｉの最大値）の放射線画像情報を表す検出データを生成する検出手段と、被写体を透過した放射線の強度を異なる距離ｚ_ｉにおいて検出することにより得られた複数の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより位相データを求める位相データ算出手段とを具備する。
【００１９】
また、本発明の第２の観点に係る位相情報復元装置は、被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を、被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元装置であって、被写体を透過した放射線の強度を異なる距離ｚ_ｉにおいて検出することにより得られた複数の第１の検出データに対して、空間周波数が３Ｒ／２πσｚ（ｚはｚ_ｉの最大値）より大きい成分を抑圧することにより、複数の第２の検出データをそれぞれ生成する信号処理手段と、信号処理手段によって生成された複数の第２の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより位相データを求める位相データ算出手段とを具備する。
【００２０】
本発明の第１の観点に係る位相情報復元プログラムは、被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元プログラムであって、被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において、照射された放射線の強度を検出して画素サイズがπσｚ／３Ｒ以上（ｚはｚ_ｉの最大値）の放射線画像情報を表す検出データを生成する放射線検出器を用いて、複数の検出面における複数の放射線画像情報を表す複数の検出データを得る手順（ａ）と、複数の検出データに基づいて、位相のラプラシアンを求める手順（ｂ）と、位相のラプラシアンに逆ラプラシアン演算を施すことにより位相データを求める手順（ｃ）とをＣＰＵに実行させる。
【００２１】
また、本発明の第２の観点に係る位相情報復元プログラムは、被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元プログラムであって、被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた複数の第１の検出データを取得する手順（ａ）と、複数の第１の検出データに対して、空間周波数が３Ｒ／２πσｚ（ｚはｚ_ｉの最大値）より大きい成分を抑圧することにより、複数の第２のデータをそれぞれ生成する手順（ｂ）と、複数の第２のデータに基づいて、位相のラプラシアンを求める手順（ｃ）と、位相のラプラシアンに逆ラプラシアン演算を施すことにより位相データを求める手順（ｄ）とをＣＰＵに実行させる。
【００２２】
本発明によれば、所定の空間周波数成分を抑圧することにより、Ｘ線の照射量を増加させることなく、ノイズの影響を減少させることができる。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、図面に基づいて本発明の実施の形態について説明する。なお、同一の構成要素には同一の参照番号を付して、説明を省略する。
図１に、本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元装置の構成を示す。図１に示すように、この位相情報復元装置は、被写体にＸ線を照射することにより、被写体に関する放射線画像情報を表す検出データを出力する撮像部１と、検出データに基づいて位相情報を復元することにより画像データを生成する画像構成部２と、画像データに基づいて可視画像を表示する表示部３と、可視画像をフィルム等にプリント出力する出力部４とを有している。
【００２４】
図２は、撮像部１の構成を示す模式図である。撮影部１は、光源１１と、モノクロメータ１２と、センサ１３とを有している。光源１１は、シンクロトロン放射光を利用し、モノクロメータ１２で放射光から所定の波長成分だけを回折し、単色Ｘ線としている。なお、光源１１としては、コヒーレント性及び単色性が高いビームを発生するこのができる光源を用いることが望ましい。ここで、単色性が高いビームとは、主に単一波長を有するビームのことをいうが、厳密に単一波長である必要はない。このため、本実施形態においては、光源１１として、Ｘ線を発生するシンクロトロン放射光を用いている。シンクロトロン放射光とは、磁場中で電子を円運動させたり螺旋運動させたりすることによって発生する光（電磁波）のことをいう。このような放射光光源においては、電子の求心加速度を変更することにより、発生する放射光の波長を変更することができる。光源１１から発生したＸ線は、被写体１０を透過し、センサ１３に入射して回折縞を生じる。
【００２５】
センサ１３は、Ｘ線を入射させて回折縞を生じさせるためのスクリーンとして用いられ、センサ１３の各位置に入射した回折光の強度を表す検出信号を出力する。センサ１３としては、例えば、ＣＣＤ（ｃｏｕｐｌｅｄ　ｃｈａｒｇｅ　ｄｅｖｉｃｅ）等のように、入射したＸ線の強度を電気信号に変換して出力する複数の検出素子を有する２次元センサが用いられる。
【００２６】
また、撮像部１は、増幅器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを有している。増幅器１６は、センサ１３から出力された検出信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換器１７は、増幅器１６によって増幅された検出信号をディジタル信号（「画像信号」又は「検出データ」という）に変換し、検出データを画像構成部２に出力する。
【００２７】
さらに、撮像部１は、センサ１３を保持する保持部１４と、保持部１４を移動可能な状態で支持しているレール１５と、保持部１４を駆動するセンサ駆動部１８とを有している。センサ駆動部１８は、後述する画像構成部２の制御部２６の制御の下で保持部１４を駆動することにより、被写体１０とセンサ１３との距離を変化させる。なお、以下において、被写体１０とセンサ１３との間の距離を、「撮像距離」という。
【００２８】
再び図１を参照すると、画像構成部２は、撮像部１から出力された検出データを一時的に記憶する記憶部２１と、撮像距離の異なる検出データの間における差分係数を求める差分処理部２２と、位相のラプラシアンに相当する値を算出するラプラシアン処理部２３と、位相復元を行うための逆ラプラシアン演算を行う逆ラプラシアン処理部２４と、復元された位相情報に基づいて画像データを生成する画像処理部２５と、上記の各部２１〜２５及び撮像部１における撮像距離を制御する制御部２６とを有している。画像構成部２は、ディジタル回路で構成しても良いし、ソフトウェアとＣＰＵで構成しても良い。その場合には、ＣＰＵを含む制御部２６が、記録媒体２７に記録された位相情報復元プログラムに基づいて検出データを処理する。記録媒体２７としては、フレキシブルディスク、ハードディスク、ＭＯ、ＭＴ、ＲＡＭ、ＣＤ−ＲＯＭ、又はＤＶＤ−ＲＯＭ等が該当する。
【００２９】
表示部３は、例えば、ＣＲＴ等のディスプレイ装置であり、画像構成部２によって復元された位相情報を表す画像データに基づいて可視画像を表示する。また、出力部４は、例えば、レーザプリンタであり、画像データに基づいて可視画像をフィルム等にプリント出力する。
【００３０】
次に、図３を参照しながら、有限の焦点サイズを持つ光源から発生したＸ線をセンサ１３の検出素子で検出する検出信号について説明する。なお、本実施形態においては、センサ１３において、縦横の画素サイズがそれぞれΔ_Ｘ及びΔ_ＹであるＣＣＤカメラ２０を用いており、蛍光板１９に照射されたＸ線が発する蛍光を、蛍光板１９に対して光源１１の反対側で撮影している。
【００３１】
ここで、有限の焦点サイズσを有する光源１１から発生するＸ線により得られる画像にはボケが生じる。その画像のボケを表すボケ関数ｆ（ｕ，ｖ）は、被写体１０と光源１１との距離をＲ、被写体１０とセンサ１３との撮像距離をｚとし、光源のｘ軸、ｙ軸方向の焦点サイズをそれぞれσ_Ｘ、σ_Ｙとすると、次式で表される正規分布となる。
【数５】

ただし、ｕ、ｖはそれぞれセンサ１３におけるｘ軸、ｙ軸方向の空間周波数成分であり、また、ａ_Ｘ＝２πσ_Ｘｚ／Ｒ、ａ_Ｙ＝２πσ_Ｙｚ／Ｒである。
【００３２】
ここで、図４に、空間周波数の関数としてボケ関数を示す。図４に示すように、高空間周波数領域におけるボケ関数の値は、ほぼゼロになる。このことから、より高精細な画像を得ようとセンサを構成する検出素子の画素サイズを小さくしても、高空間周波数領域においては、ボケの影響によって画像の検出信号がほとんど無いので、ノイズのみを検出することになる。
【００３３】
そのため、ノイズの影響を小さくするためには、センサが検出できる最高の空間周波数を、ボケによって検出信号がほとんど無くなる空間周波数より小さくすれば良い。すなわち、ボケ関数における標準偏差をシグマとすると、検出信号の９９％を含む３シグマ範囲中に、センサが検出できる最高の空間周波数が入っていれば良い。
【００３４】
式（５）より、３シグマ範囲は、ｕ≦３／ａ_Ｘ、ｖ≦３／ａ_Ｙであり、センサの画素サイズΔ_Ｘ、Δ_Ｙに対する最高空間周波数は、サンプリング定理より、１／（２Δ_Ｘ）、１／（２Δ_Ｙ）である。したがって、ノイズの影響を小さくするためには、画素サイズΔ_Ｘ、Δ_Ｙが次式を満たせば良いことが分かる。
【数６】

【００３５】
ここで、式（６）を整理して、ノイズの影響を小さくするために必要な画素サイズの条件である次式（７）を得る。
Δ_Ｘ≧ａ_Ｘ／６、Δ_Ｙ≧ａ_Ｙ／６・・・（７）
例えば、ｚ＝１．０ｍ、Ｒ＝５．０ｍ、σ_Ｘ＝σ_Ｙ＝４０μｍの場合には、画素サイズが８．４μｍ以上であれば良い。
【００３６】
次に、図１、図２及び図５を参照しながら、本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元方法について説明する。図５は、本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元方法を示すフローチャートである。本実施形態においては、撮影距離を変えて回折縞画像を２回撮像し、これらの回折縞画像情報を表す検出データに基づいて、位相コントラスト法を用いて可視画像を構成する。
【００３７】
まず、ステップＳ１０において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図２に示すように、光源１１からの距離がＲとなる位置に被写体を配置し、センサ駆動部１８は、制御部２６の制御に基づいて、撮像距離がｚ_１となる位置にセンサ１３を配置し、被写体１０にＸ線を照射することにより、Ｘ線撮像を行う。同様に、撮像距離がｚ_２となる位置にセンサ１３を配置し、Ｘ線撮像を行う。
【００３８】
ここで、光源のＸ、Ｙ方向の焦点サイズをσ_Ｘ、σ_Ｙとし、センサ１３の検出素子の画素サイズを縦横共にΔとし、焦点サイズσ_Ｘ、σ_Ｙの大きい方をσ、撮像距離の大きい方をｚとすると、センサ駆動部１８は、式（７）を満たすように、Δ≧πσｚ／３Ｒを満たす画素サイズの検出素子を用いたセンサ１３を配置する。
【００３９】
ステップＳ１０におけるＸ線撮像により、それぞれの撮像距離ｚ_１及びｚ_２面において画素（ｘ，ｙ）に入射した回折光の強度を表す検出データＩ（ｘ，ｙ，ｚ_１）及びＩ（ｘ，ｙ，ｚ_２）が画像構成部２に順次入力され、記憶部２１に記憶される。これらの検出データは、それぞれの撮像距離面における回折縞画像情報を表している。
【００４０】
次に、ステップＳ１１〜Ｓ１３において、画像構成部２は、記憶部２１に記憶されている検出データＩ（ｘ，ｙ，ｚ_１）及びＩ（ｘ，ｙ，ｚ_２）に基づいて、センサ位置における位相φ（ｘ，ｙ）を復元する。
まず、ステップＳ１１において、差分処理部２２は、次式（８）を用いて検出データＩ（ｘ，ｙ，ｚ_１）と検出データＩ（ｘ，ｙ，ｚ_２）との差分を求める。
【数７】

【００４１】
次に、ステップＳ１２において、ラプラシアン処理部２３は、ステップＳ１１において求められた差分係数と、記憶部２１に記憶されている検出データとに基づいて、次式（９）を用いて位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ，ｚ）＝∇^２φ（ｘ，ｙ，ｚ）を求める。
【数８】

ここで、式（９）においては、差分係数を撮像距離が小さい方の検出データＩ（ｘ，ｙ，ｚ_１）で割っているが、撮像距離が大きい方の検出データＩ（ｘ，ｙ，ｚ_２）で割っても良い。
【００４２】
さらに、ステップＳ１３において、逆ラプラシアン処理部２４は、ステップＳ１２において求められた位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ，ｚ）＝∇^２φ（ｘ，ｙ，ｚ）に対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｘ，ｙ，ｚ）を得る。ここで、逆ラプラシアン演算について、詳しく説明する。ｆ（ｘ，ｙ，ｚ）のフーリエ変換は、次式（１０）のように表される。
【数９】

ここで、Ｆ［　］はフーリエ変換を示し、また、ｕ、ｖはｘ、ｙに対応する空間周波数である。
【００４３】
これより、位相φ（ｘ，ｙ，ｚ）は式（１１）のように表される。
【数１０】

ここで、Ｆ^−１［　］は逆フーリエ変換を示す。
【００４４】
この式（１１）を利用することにより、逆ラプラシアン演算を行うことができる。即ち、ｆ（ｘ，ｙ，ｚ）をフーリエ変換し、｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１を掛け、さらに、これを逆フーリエ変換することにより、復元された位相φ（ｘ，ｙ，ｚ）が得られる。
【００４５】
ここで、｜ｕ｜及び｜ｖ｜が所定の値以下となる範囲内で｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１を予め算出しておき、式（１１）に示す演算を行う際にこれを利用しても良い。即ち、所定の値ｃｏｎｓｔを設定すると、｜ｕ｜，｜ｖ｜≦ｃｏｎｓｔの場合には、式（１１）において次式の値を用いる。
｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１＝（予め算出された値）
また、｜ｕ｜，｜ｖ｜＞ｃｏｎｓｔの場合には、式（１１）において、次式の値を用いる。
｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１＝０
これにより、逆ラプラシアン演算を高速に行うことができる。
【００４６】
次に、ステップＳ１４において、画像処理部２５は、位相φ（ｘ，ｙ，ｚ）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部２５は、それぞれの画素における位相φ（ｘ，ｙ，ｚ）を、明度を表すデータに変換すると共に、階調処理及び補間処理等の必要な画像処理を施す。
【００４７】
その後、必要に応じて、ステップＳ１５において、表示部３は、画像データに基づく可視画像をディスプレイに表示したり、ステップ１６において、出力部４は、フィルム等に印刷する。
【００４８】
また、本実施形態においては、被写体を撮像する際にＸ線を用いているが、被写体を透過して回折像を形成することができる放射線であればＸ線に限らず用いることができる。例えば、電子線を含む粒子線等が挙げられる。また、本実施形態においては、撮影距離の異なる２つの検出データを用いて位相を復元したが、撮影距離の異なる３つ以上の検出データを用いて位相を復元しても良い。また、図３の蛍光板１９を光学系で拡大し、ＣＣＤカメラ２０で撮影する場合には、実際のＣＣＤの画素サイズではなくて、実行画素サイズ（拡大前の画素サイズ）を用いる。また、図６に示すような、拡大撮影の場合も同様である。
【００４９】
さらに、本実施形態においては、被写体を撮像する際に放射光光源を用いているが、放射光ではないビームを発生する光源を用いても良い。例えば、立命館大学が開発した電子蓄積型高輝度硬Ｘ線発生装置は、卓上型でありながら放射光並みに輝度及び指向性の高いＸ線を発生することができる。この装置が発生するＸ線はコヒーレント性を有しており、また、単一波長ではないが、単色化結晶と組み合わせることにより単色化することが可能である。また、技術研究組合フェムト秒テクノロジー研究機構（ＦＥＳＴＡ）が開発した線源は、逆コンプトン散乱の原理に基づいて極短パルス高輝度Ｘ線を発生する。この線源は、小型で持ち運びが可能であり、干渉性を有すると共に、指向性及び単色性の高いＸ線を発生することができる。なお、光源として点光源を用いる場合には、画像構成部においてデータ処理を行う際に、拡大率を含めて補正することが望ましい。
【００５０】
次に、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元装置について説明する。図７に、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元装置の構成を示す。
図７に示すように、この位相情報復元装置は、図１における画像構成部２にさらに撮像部１から出力された検出データを制御部２６の制御の下でＬＰＦ（Ｌｏｗ　Ｐａｓｓ　Ｆｉｌｔｅｒ：ローパスフィルタ）処理し、記憶部２１に出力するＬＰＦ２８を含む画像構成部７を、画像構成部２の替わりに含んでいる。その他の構成については、図１におけるのと同様である。なお、本実施形態においては、検出データにおける高空間周波数成分を抑制又は除去するために、ディジタル演算によるＬＰＦ処理を行っている。
【００５１】
次に、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元方法について、図２、図７及び図８を参照しながら説明する。図８は、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元方法を示すフローチャートである。本実施形態においては、撮影距離を変えて回折縞画像を２回撮像し、これらの回折縞画像情報を表す検出データに基づいて、位相コントラスト法を用いて可視画像を構成する。
【００５２】
まず、ステップＳ２０において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図２に示すように、光源１１からの距離がＲとなる位置に被写体を配置し、センサ駆動部１８は、制御部２６の制御に基づいて、撮像距離がｚ_１となる位置にセンサ１３を配置し、被写体１０にＸ線を照射することにより、Ｘ線撮像を行う。同様に、撮像距離がｚ_２となる位置にセンサ１３を配置し、Ｘ線撮像を行う。
【００５３】
ステップＳ２０におけるＸ線撮像により、それぞれの撮像距離ｚ_１及びｚ_２面において画素（ｘ，ｙ）に入射した回折光の強度を表す検出データＩ（ｘ，ｙ，ｚ_１）及びＩ（ｘ，ｙ，ｚ_２）が画像構成部２に順次入力される。これらの検出データは、それぞれの撮像距離面における回折縞画像情報を表している。
【００５４】
次に、ステップＳ２１において、ＬＰＦ２８は、順次入力された検出データに対してＬＰＦ処理を施すことにより、検出データの高空間周波数成分を抑制又は除去した検出データＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_１）及びＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_２）を求める。ＬＰＦ２８で、求められた検出データＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_１）及びＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_２）は、記憶部２１に順次記憶される。
【００５５】
なお、ＬＰＦ２８で抑制又は除去される高空間周波数成分領域は、図４において、ボケによって信号の無い領域である。したがって、３シグマ範囲外の空間周波数成分を抑圧又は除去するため、光源１１の縦横の焦点サイズをσ_Ｘ、σ_Ｙ、光源と被写体との距離をＲ、撮影距離をｚとし、ｘ、ｙの空間周波数成分をｕ，ｖとすると、ｕ＞３Ｒ／２πσ_Ｘｚ、ｖ＞３Ｒ／２πσ_Ｙｚの空間周波数成分を抑圧又は除去すれば良い。
【００５６】
次に、ステップＳ２２〜Ｓ２４において、画像構成部５は、記憶部２１に記憶されている検出データＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_１）及びＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_２）に基づいて、センサ位置における位相φ（ｘ，ｙ）を復元する。
まず、ステップＳ２２において、差分処理部２２は、次式（１２）を用いて検出データＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_１）と検出データＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_２）との差分を求める。
【数１１】

【００５７】
次に、ステップＳ２３において、ラプラシアン処理部２３は、ステップＳ２２において求められた差分係数と、記憶部２１に記憶されている検出データとに基づいて、次式（１３）を用いて位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ，ｚ）＝∇^２φ（ｘ，ｙ，ｚ）を求める。
【数１２】

ここで、式（１３）においては、差分係数を撮像距離が小さい方のＬＰＦ処理された検出データＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_１）で割っているが、撮像距離が大きい方のＬＰＦ処理された検出データＩ_ＬＰＦ（ｘ，ｙ，ｚ_２）で割っても良い。
【００５８】
さらに、ステップＳ２４において、逆ラプラシアン処理部２４は、ステップＳ２３において求められた位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ，ｚ）＝∇^２φ（ｘ，ｙ，ｚ）に対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｘ，ｙ，ｚ）を得る。
【００５９】
次に、ステップＳ２５において、画像処理部２５は、位相φ（ｘ，ｙ，ｚ）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部２５は、それぞれの画素における位相φ（ｘ，ｙ，ｚ）を、明度を表すデータに変換すると共に、階調処理及び補間処理等の必要な画像処理を施す。
【００６０】
その後、必要に応じて、ステップＳ２６において、表示部３は、画像データに基づく可視画像をディスプレイに表示したり、ステップ２７において、出力部４は、フィルム等に印刷する。
【００６１】
次に、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元装置の変形例について、図９を参照しながら説明する。図９に示す位相情報復元装置は、撮像部７及び読取り部６を有している。その他の構成については、図７に示す位相情報復元装置と同様である。
【００６２】
撮像部７においては、画像情報を記録するために用いられるスクリーンとして、図２に示すセンサ１３の替わりに、輝尽性蛍光体シート（記録シート）が用いられる。
【００６３】
輝尽性蛍光体（蓄積性蛍光体）とは、放射線等を照射するとその放射線エネルギの一部が蓄積され、その後、可視光等の励起光を照射すると、蓄積されたエネルギに応じて輝尽発光する物質である。この輝尽性蛍光体を塗布したシートに人体等の被写体の放射線画像を撮像記録し、この輝尽性蛍光体シートをレーザ光等の励起光で走査すると輝尽発光光が生じるので、この光を光電的に読み取ることにより検出データを得ることができる。この検出データを適切に処理した後、ＣＲＴ等のディスプレイに出力したり、レーザプリンタ等によりフィルムに印刷して、放射線画像を可視画像として表示することができる。
【００６４】
図９に示す読取り部６は、記録シートに記録された放射線画像を読み取るために用いられる。ここで、図１０を参照しながら、読取り部６の構成及び動作について説明する。画像情報が記録された記録シート６０は、読取り部６の所定位置にセットされる。記録シート６０は、モータ６１により駆動されるシート搬送手段６２により、Ｙ軸方向に搬送される。一方、レーザ光源６３より出射したビームＬ１は、モータ６４により駆動されて矢印方向に高速回転する回転多面鏡６５により反射偏向され、収束レンズ６６を通過する。その後、ビームＬ１は、ミラー６７により光路を変えて、記録シート６０をＸ軸方向に走査する。この走査により、励起光Ｌ２が記録シート６０に照射され、照射された部分からは蓄積記録されている放射線画像情報に応じた光量の輝尽発光光Ｌ３が発散される。輝尽発光光Ｌ３は、光ガイド６８により導かれ、フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）６９により光電的に検出される。フォトマルチプライヤ６９から出力されたアナログ信号は、増幅器７０により増幅され、Ａ／Ｄ変換器７１によりディジタル化される。Ａ／Ｄ変換器７１から出力された検出データは、画像構成部５に入力される。
【００６５】
撮像部７において、撮像距離を変えて複数枚の記録シートを用いて放射線撮像を行い、読取り部６において、それぞれの記録シートから画像情報を読み取ることにより、異なる撮像距離において得られた複数の干渉縞画像を表す検出データが得られる。画像構成部５は、この検出データに基づいて位相復元を行い、画像データを生成する。画像構成部５における処理については、図８を用いて説明したのと同様である。
【００６６】
【発明の効果】
本発明によれば、位相コントラスト法により人体等の生態の放射線画像を構成する際に、ボケによる信号の無い領域の検出信号を除去することによりＸ線の照射量を増加させることなく、ノイズの影響を減少させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元装置の構成を示す図である。
【図２】図１に示す撮像部の構成を示す模式図である。
【図３】有限の焦点サイズを持つ光源から発生したＸ線をセンサの検出素子で検出する検出信号について説明するための図である。
【図４】空間周波数の関数としてボケ関数を示す図である。
【図５】本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元方法を示すフローチャートである。
【図６】拡大撮影を行う場合の撮像部の構成を示す模式図である。
【図７】本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元装置の構成を示す図である。
【図８】本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元方法を示すフローチャートである。
【図９】本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元装置の構成の変形例を示す図である。
【図１０】図９に示す読取り部の構成を示す模式図である。
【図１１】位相復元の原理を説明するための図である。
【符号の説明】
１、７　撮像部
２、５　画像構成部
３　表示部
４　出力部
６　読取り部
１０　被写体
１１　光源
１２　モノクロメータ
１３　センサ
１４　保持部
１５　レール
１６、７０　増幅器
１７、７１　Ａ／Ｄ変換器
１８　センサ駆動部
１９　蛍光板
２０　ＣＣＤカメラ
２１　記憶部
２２　差分処理部
２３　ラプラシアン処理部
２４　逆ラプラシアン処理部
２５　画像処理部
２６　制御部
２７　記録媒体
２８　ＬＰＦ
６０　輝尽性蛍光体シート（記録シート）
６１　モータ
６２　シート搬送手段
６３　レーザ光源
６４　モータ
６５　回転多面鏡
６６　収束レンズ
６７　ミラー
６８　光ガイド
６９　フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）
１０１　物体面
１０２　スクリーン[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a phase information restoration method, a phase information restoration device, and a phase information restoration program used for constructing an image based on image information obtained by radiation imaging. In the present application, the term “radiation” refers to radiation in a broad sense including particle beams such as electron beams and electromagnetic waves in addition to X-rays, α rays, β rays, γ rays, ultraviolet rays, and the like.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, an imaging method using X-rays or the like has been used in various fields, and particularly in the medical field, has become one of the most important means for diagnosis. Since the first X-ray photography was realized, the X-ray photography method has been improved many times, and at present, a method combining a fluorescent screen and an X-ray film has become mainstream. On the other hand, in recent years, various digitized apparatuses such as X-ray CT, ultrasound, and MRI have been put into practical use, and the construction of diagnostic information processing systems and the like in hospitals is being promoted. For X-ray images, much research has been done to digitize imaging systems. By digitizing the imaging system, it is possible to store a large amount of data for a long period of time without causing deterioration of image quality, which is useful for the development of a medical diagnosis information system.
[0003]
By the way, the radiographic image obtained in this way is generated by converting the intensity of the radiation transmitted through the subject into the brightness of the image. For example, when imaging a region including a bone part, radiation that has passed through the bone part is greatly attenuated, and radiation that has passed through a part other than the bone part, that is, the soft part is attenuated slightly. In this case, since the intensity difference between the radiation transmitted through different tissues is large, a high-contrast radiation image can be obtained.
[0004]
On the other hand, for example, when imaging a soft part region such as a breast, radiation is easily transmitted through the soft part as a whole, and therefore, a difference in tissue in the soft part hardly appears as an intensity difference of transmitted radiation. For this reason, only a low-contrast radiation image can be obtained for the soft part. Thus, the conventional radiation imaging method is not appropriate as a method for visualizing a slight tissue difference in the soft part.
[0005]
Here, the information included in the radiation transmitted through the subject includes phase information in addition to the intensity information. In recent years, a phase contrast method for generating an image using this phase information has been studied. The phase contrast method is an image construction technique for converting a phase difference caused by transmission of X-rays or the like through a subject into image brightness.
[0006]
The phase contrast method includes a method for obtaining a phase difference based on interference light generated by using an interferometer or a zone plate, and a method for obtaining a phase difference based on diffracted light. Among these, the diffraction method for obtaining the phase difference based on the diffracted light obtains the phase difference based on the following principle. For example, X-rays propagate through a substance as waves travel in the same way as light. The propagation speed varies depending on the refractive index of the substance. For this reason, when X-rays with the same phase are irradiated toward the subject, a difference occurs in the way the X-rays are transmitted due to the difference in tissue in the subject. As a result, the wavefront of the X-ray transmitted through the subject is distorted, so that diffraction fringes are generated in the X-ray image obtained based on the transmitted X-ray. The diffraction fringe pattern differs depending on the distance between the screen on which the X-ray is imaged and the subject and the wavelength of the X-ray. Therefore, by analyzing two or more X-ray images having different diffraction fringe patterns, the phase difference of X-rays generated at each position on the screen can be obtained. By converting this phase difference into lightness, an X-ray image in which the difference in tissue in the subject appears clearly can be obtained.
[0007]
In particular, in the radiation after passing through the soft part of the subject, the phase difference is larger than the intensity difference in the transmitted radiation due to the difference in the transmitted tissue. Differences can be visualized. In order to use such a phase contrast method, imaging conditions in radiation imaging and techniques for restoring the phase from a diffraction fringe pattern are being studied.
[0008]
Non-Patent Document 1 below describes that an X-ray image is constructed by performing phase restoration based on image information obtained by performing soft X-ray imaging. In this document, TIE (Transport of Intensity Equation), which is a basic expression for phase restoration, is used. Here, r is a vector.
[Expression 1]

[0009]
Next, the principle of phase restoration will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 11, X-rays having a wavelength λ are emitted from the left side of the figure, pass through the object plane 101, and enter the screen 102 separated from the object plane 101 by a distance z. Here, it is assumed that the X-ray intensity at the position (x, y) on the screen 102 is I (x, y) and the phase is φ (x, y). At this time, the relationship represented by the following equation holds between the intensity I (x, y) and the phase φ (x, y). Here, the intensity I is the square of the wave amplitude.
[Expression 2]

If κ = 2π / λ in equation (2) and the (x, y) component is rewritten to vector r, TIE shown in equation (1) is derived.
[0010]
However, since it is difficult to solve such a TIE, the TIE has been mainly used in an approximate manner. Non-Patent Document 2 below describes that an X-ray image is formed by performing phase restoration based on image information obtained by hard X-ray imaging. In this document, the TIE shown in Equation (1) is approximated as follows. First, formula (1) is developed. In the following, the vector r in the above document is rewritten to the (x, y) component.
[Equation 3]

[0011]
When the second term on the right side of Equation (3) is approximated to zero, the approximate equation shown in Equation (4) below is obtained.
[Expression 4]

In Expression (4), φ (x, y) can be obtained from I (x, y) by a solution such as a finite element method.
[0012]
In order to perform more accurate phase restoration using these methods, it is desirable to use a high-definition (high-resolution) screen that is composed of a large number of detection elements with the size of the detection elements as small as possible. .
[0013]
However, when a high-resolution screen is used, there is a problem that it is easily affected by noise. Therefore, in order to reduce the influence of noise, it is conceivable to increase the amount of X-ray irradiation, but in the case of ecology such as the human body, there is a risk of exposure, so increase the amount of irradiation. There is a problem that can not be. In the following Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2, since a non-biological sample is taken, the relationship between such noise and irradiation dose is not described.
[0014]
[Non-Patent Document 1]
B. E. Allman et al. “Noninterferometric quantitative imaging with soft x rays”, American Optical Society A (J. Optical Society Af. 17, no. 10 (October 2000), p. 1732-1743
[Non-Patent Document 2]
T. E. Gureyev et al. “Hard X-ray quantitative non-interferometric phase-contrast imaging”, Optical Photographic Research Specialist (SPIE) Vol. 3659 (1999), p. 356-364
[0015]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, in view of the above points, an object of the present invention is to provide a phase information restoration method capable of reducing the influence of noise without increasing the amount of X-ray irradiation. It is another object of the present invention to provide a phase information restoration apparatus and a phase information restoration program using such a phase information restoration method.
[0016]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, the phase information restoration method according to the first aspect of the present invention is to detect the intensity of radiation generated from a light source having a focal size σ at a distance R from a subject and transmitted through the subject. based on the obtained detection data, a phase information restoring method for restoring the phase information of radiation transmitted through an object, the plurality of detection surfaces which distance z _i is different from the object, detecting the intensity of radiation irradiated And using a radiation detector that generates detection data representing radiation image information having a pixel size of πσz / 3R or more (z is the maximum value of z _i ), A step (a) of obtaining detection data, and a step of obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on the plurality of detection data (b) Comprising the door.
[0017]
In addition, the phase information restoration method according to the second aspect of the present invention uses detection data obtained by detecting the intensity of radiation generated from a light source having a focal size σ at a distance R from the subject and transmitted through the subject. Based on this, a phase information restoration method for restoring phase information of radiation that has passed through the subject is obtained by detecting the intensity of radiation that has passed through the subject on a plurality of detection surfaces having different distances z _i from the subject. In addition, a step (a) of acquiring a plurality of first detection data representing a plurality of pieces of radiation image information on a plurality of detection surfaces, and a spatial frequency of 3R / 2πσz (z is the same as the plurality of first detection data). by suppressing the maximum value) larger components of z _i, and step (b) to produce a plurality of second detection data, respectively, based on the plurality of second detection data, the By restoring the phase information of the radiation transmitted through the body, comprising a step (c) for obtaining the phase data.
[0018]
The phase information restoring apparatus according to the first aspect of the present invention detects the intensity of radiation generated from a light source having a focal point size σ at a distance R from a subject and transmitted through the subject, by detecting a plurality of different distances z _i from the subject. A phase information restoration device that restores phase information of radiation that has passed through a subject based on detection data obtained by detection on a surface, and detects the intensity of the emitted radiation and has a pixel size of πσz / 3R The detection means for generating the detection data representing the radiation image information above (z is the maximum value of z _i ) and a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject at different distances z _i And phase data calculation means for obtaining phase data by restoring the phase information of the radiation transmitted through the subject.
[0019]
In addition, the phase information restoring apparatus according to the second aspect of the present invention is configured such that the intensity of the radiation generated from the light source having the focal point size σ at the position R from the subject and transmitted through the subject is different from each other in the distance z _i from the subject. A phase information restoration device that restores phase information of radiation that has passed through a subject based on detection data obtained by detection on the detection surface of the subject, and detects the intensity of radiation that has passed through the subject at different distances z _i By suppressing a component having a spatial frequency greater than 3R / 2πσz (z is the maximum value of z _i ) for the plurality of first detection data obtained by Based on the signal processing means to be generated and the phase information of the radiation transmitted through the subject based on the plurality of second detection data generated by the signal processing means. Comprising a phase data calculation means for obtaining the phase data.
[0020]
The phase information restoration program according to the first aspect of the present invention is based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation generated from a light source of focal size σ at a distance R from a subject and transmitted through the subject. , a phase information restoring program for restoring the phase information of radiation transmitted through an object, the plurality of detection surfaces which distance z _i is different from the object, irradiated detects the intensity of the radiation pixel size is πσz / 3R Procedure for obtaining a plurality of detection data representing a plurality of pieces of radiation image information on a plurality of detection surfaces using a radiation detector that generates detection data representing the radiation image information above (z is the maximum value of z _i ) (a) And a step (b) for obtaining a phase Laplacian based on a plurality of detection data, and applying a reverse Laplacian operation to the phase Laplacian. Executing procedure and (c) a CPU for determining the.
[0021]
In addition, the phase information restoration program according to the second aspect of the present invention uses the detection data obtained by detecting the intensity of the radiation generated from the light source having the focal size σ at the position R from the subject and transmitted through the subject. based on, a phase information restoring program for restoring the phase information of radiation transmitted through an object, the plurality of detection surfaces which distance z _i is different from the object, obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through an object (A) for acquiring a plurality of first detection data and suppressing a component having a spatial frequency greater than 3R / 2πσz (z is the maximum value of z _i ) for the plurality of first detection data. Thus, a procedure (b) for generating a plurality of second data, a procedure (c) for obtaining a Laplacian of the phase based on the plurality of second data, and a phase Laplacian And a procedure for obtaining the phase data (d) is executed by the CPU by applying an inverse Laplacian operation on emissions.
[0022]
According to the present invention, by suppressing a predetermined spatial frequency component, it is possible to reduce the influence of noise without increasing the amount of X-ray irradiation.
[0023]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. The same constituent elements are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
FIG. 1 shows the configuration of a phase information restoration apparatus according to the first embodiment of the present invention. As shown in FIG. 1, the phase information restoration device irradiates a subject with X-rays to output detection data representing radiation image information about the subject, and restores phase information based on the detection data. Thus, the image forming unit 2 generates image data, the display unit 3 displays a visible image based on the image data, and the output unit 4 prints out the visible image on a film or the like.
[0024]
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating the configuration of the imaging unit 1. The photographing unit 1 includes a light source 11, a monochromator 12, and a sensor 13. The light source 11 utilizes synchrotron radiation, and the monochromator 12 diffracts only a predetermined wavelength component from the radiation to produce monochromatic X-rays. As the light source 11, it is desirable to use a light source capable of generating a beam having high coherence and monochromaticity. Here, the beam having high monochromaticity mainly refers to a beam having a single wavelength, but does not have to be strictly a single wavelength. Therefore, in the present embodiment, synchrotron radiation that generates X-rays is used as the light source 11. Synchrotron radiation refers to light (electromagnetic waves) generated by causing electrons to move circularly or spirally in a magnetic field. In such a radiation light source, the wavelength of the emitted light can be changed by changing the centripetal acceleration of electrons. X-rays generated from the light source 11 pass through the subject 10 and enter the sensor 13 to generate diffraction fringes.
[0025]
The sensor 13 is used as a screen for causing X-rays to enter and generating diffraction fringes, and outputs a detection signal indicating the intensity of the diffracted light incident on each position of the sensor 13. As the sensor 13, for example, a two-dimensional sensor having a plurality of detection elements that converts the intensity of incident X-rays into electric signals and outputs the same, such as a CCD (coupled charge device).
[0026]
The imaging unit 1 includes an amplifier 16 and an A / D converter 17. The amplifier 16 amplifies the detection signal output from the sensor 13. The A / D converter 17 converts the detection signal amplified by the amplifier 16 into a digital signal (referred to as “image signal” or “detection data”), and outputs the detection data to the image construction unit 2.
[0027]
Furthermore, the imaging unit 1 includes a holding unit 14 that holds the sensor 13, a rail 15 that supports the holding unit 14 in a movable state, and a sensor driving unit 18 that drives the holding unit 14. . The sensor driving unit 18 changes the distance between the subject 10 and the sensor 13 by driving the holding unit 14 under the control of the control unit 26 of the image configuration unit 2 described later. Hereinafter, the distance between the subject 10 and the sensor 13 is referred to as “imaging distance”.
[0028]
Referring to FIG. 1 again, the image construction unit 2 temporarily stores the detection data output from the imaging unit 1 and the difference processing unit 22 that calculates a difference coefficient between the detection data having different imaging distances. A Laplacian processing unit 23 that calculates a value corresponding to a phase Laplacian, an inverse Laplacian processing unit 24 that performs an inverse Laplacian operation for performing phase restoration, and an image that generates image data based on the restored phase information The processing unit 25, the above-described units 21 to 25, and the control unit 26 that controls the imaging distance in the imaging unit 1 are included. The image construction unit 2 may be composed of a digital circuit, or may be composed of software and a CPU. In that case, the control unit 26 including the CPU processes the detection data based on the phase information restoration program recorded on the recording medium 27. The recording medium 27 corresponds to a flexible disk, hard disk, MO, MT, RAM, CD-ROM, DVD-ROM, or the like.
[0029]
The display unit 3 is a display device such as a CRT, for example, and displays a visible image based on the image data representing the phase information restored by the image construction unit 2. The output unit 4 is a laser printer, for example, and prints a visible image on a film or the like based on the image data.
[0030]
Next, a detection signal for detecting X-rays generated from a light source having a finite focal size by the detection element of the sensor 13 will be described with reference to FIG. In the present embodiment, the sensor 13, the pixel size of the vertical and horizontal uses a CCD camera 20 is a delta _X and delta _Y, respectively, the fluorescence X-rays irradiated onto the fluorescent screen 19 emits, to the fluorescent plate 19 The other side of the light source 11 is photographed.
[0031]
Here, the image obtained by the X-rays generated from the light source 11 having a finite focal size σ is blurred. The blur function f (u, v) representing the blur of the image is R in which the distance between the subject 10 and the light source 11 is z, and the imaging distance between the subject 10 and the sensor 13 is z, and the focus of the light source in the x-axis and y-axis directions. When the sizes are σ _X and σ _Y , respectively, normal distributions represented by the following expressions are obtained.
[Equation 5]

However, u and v are the spatial frequency components of the sensor 13 in the x-axis and y-axis directions, respectively, and a _X = 2πσ _X z / R and a _Y = 2πσ _Y z / R.
[0032]
Here, FIG. 4 shows a blur function as a function of spatial frequency. As shown in FIG. 4, the value of the blur function in the high spatial frequency region is almost zero. For this reason, even if the pixel size of the detection element constituting the sensor is reduced to obtain a higher definition image, there is almost no image detection signal due to blur in the high spatial frequency region, so only noise is detected. Will be detected.
[0033]
Therefore, in order to reduce the influence of noise, the highest spatial frequency that can be detected by the sensor may be made smaller than the spatial frequency at which the detection signal is almost eliminated due to the blur. That is, assuming that the standard deviation in the blur function is sigma, the highest spatial frequency that can be detected by the sensor should be in the 3 sigma range including 99% of the detection signal.
[0034]
From Equation (5), the 3 sigma ranges are u ≦ 3 / a _X , v ≦ 3 / a _Y , and the highest spatial frequency for sensor pixel sizes Δ _X , Δ _Y is 1 / (2Δ _X), which is 1 / (2Δ _Y). Therefore, in order to reduce the influence of noise, it is understood that the pixel sizes Δ _X and Δ _Y should satisfy the following formula.
[Formula 6]

[0035]
Here, formula (6) is arranged to obtain the following formula (7) which is a condition of the pixel size necessary for reducing the influence of noise.
Δ _X ≧ a _X / 6, Δ _Y ≧ a _Y / 6 (7)
For example, when z = 1.0 m, R = 5.0 m, and σ _X = σ _Y = 40 μm, the pixel size may be 8.4 μm or more.
[0036]
Next, the phase information restoration method according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 5 is a flowchart showing the phase information restoration method according to the first embodiment of the present invention. In the present embodiment, the diffraction fringe image is picked up twice at different shooting distances, and a visible image is constructed using the phase contrast method based on the detection data representing the diffraction fringe image information.
[0037]
First, in step S10, X-ray imaging is performed. That is, as shown in FIG. 2, the subject is arranged at a position where the distance from the light source 11 is R, and the sensor driving unit 18 detects the sensor at a position where the imaging distance is z ₁ based on the control of the control unit 26. 13 is disposed, and X-ray imaging is performed by irradiating the subject 10 with X-rays. Similarly, the sensor 13 is disposed at a position where the imaging distance is z ₂ and X-ray imaging is performed.
[0038]
Here, the focal size in the X and Y directions of the light source is σ _X and σ _Y , the pixel size of the detection element of the sensor 13 is Δ in both vertical and horizontal directions, the larger of the focal size σ _X and σ _Y is σ, and the imaging distance If the larger one is z, the sensor driving unit 18 arranges the sensor 13 using a detection element having a pixel size satisfying Δ ≧ πσz / 3R so as to satisfy Expression (7).
[0039]
Detection data I (x, y, z ₁ ) and I (x, x, y) representing the intensity of diffracted light incident on the pixel (x, y) at the respective imaging distances z ₁ and z ₂ by the X-ray imaging in step S10. y, z ₂ ) are sequentially input to the image construction unit 2 and stored in the storage unit 21. These detection data represent diffraction fringe image information on each imaging distance plane.
[0040]
Next, in steps S 11 to S 13, the image construction unit 2 determines the sensor position based on the detection data I (x, y, z ₁ ) and I (x, y, z ₂ ) stored in the storage unit 21. The phase φ (x, y) at is restored.
First, in step S11, the difference processing unit 22 obtains a difference between the detection data I (x, y, z ₁ ) and the detection data I (x, y, z ₂ ) using the following equation (8).
[Expression 7]

[0041]
Next, in step S12, the Laplacian processing unit 23 uses the following equation (9) based on the difference coefficient obtained in step S11 and the detection data stored in the storage unit 21 to calculate the phase Laplacian f: (X, y, z) = ∇ ² φ (x, y, z) is obtained.
[Equation 8]

Here, in the equation (9), the difference coefficient is divided by the detection data I (x, y, z ₁ ) with the smaller imaging distance, but the detection data I (x, y, with the larger imaging distance). It may be divided by z ₂ ).
[0042]
Further, in step S13, the inverse Laplacian processing unit 24 performs an inverse Laplacian operation on the phase Laplacian f (x, y, z) = ∇ ² φ (x, y, z) obtained in step S12. Thus, the phase φ (x, y, z) is obtained. Here, the inverse Laplacian calculation will be described in detail. The Fourier transform of f (x, y, z) is expressed as the following equation (10).
[Equation 9]

Here, F [] indicates a Fourier transform, and u and v are spatial frequencies corresponding to x and y.
[0043]
Thus, the phase φ (x, y, z) is expressed as shown in Equation (11).
[Expression 10]

Here, F ⁻¹ [] indicates an inverse Fourier transform.
[0044]
By using this equation (11), inverse Laplacian calculation can be performed. That is, f (x, y, z) is Fourier-transformed, multiplied by {−4π ² (u ² + v ² )} ⁻¹ , and further subjected to inverse Fourier transform to restore the restored phase φ (x, y, z) is obtained.
[0045]
Here, when {−4π ² (u ² + v ² )} ⁻¹ is calculated in advance within the range where | u | and | v | are equal to or less than a predetermined value, the calculation shown in Expression (11) is performed. You may use this. That is, when the predetermined value const is set, the value of the following expression is used in Expression (11) when | u |, | v | ≦ const.
{−4π ² (u ² + v ² )} ⁻¹ = (pre-calculated value)
In the case of | u |, | v |> const, the value of the following equation is used in equation (11).
{-4π ² (u ² + v ² )} ⁻¹ = 0
Thereby, the inverse Laplacian calculation can be performed at high speed.
[0046]
Next, in step S14, the image processing unit 25 generates image data based on the phase φ (x, y, z). That is, the image processing unit 25 converts the phase φ (x, y, z) in each pixel into data representing brightness, and performs necessary image processing such as gradation processing and interpolation processing.
[0047]
Thereafter, if necessary, in step S15, the display unit 3 displays a visible image based on the image data on the display, or in step 16, the output unit 4 prints on a film or the like.
[0048]
In this embodiment, X-rays are used when imaging a subject. However, any radiation that can pass through the subject and form a diffraction image can be used without being limited to X-rays. For example, the particle beam containing an electron beam etc. are mentioned. In the present embodiment, the phase is restored using two detection data with different shooting distances. However, the phase may be restored with three or more detection data with different shooting distances. When the fluorescent screen 19 of FIG. 3 is enlarged by an optical system and photographed by the CCD camera 20, the effective pixel size (pixel size before enlargement) is used instead of the actual CCD pixel size. The same applies to the case of enlarged shooting as shown in FIG.
[0049]
Furthermore, in the present embodiment, a radiated light source is used when imaging a subject, but a light source that generates a beam that is not radiated light may be used. For example, an electron storage type high-intensity hard X-ray generator developed by Ritsumeikan University can generate X-rays with high brightness and directivity similar to synchrotron radiation while being a desktop type. The X-rays generated by this apparatus have coherent properties and are not a single wavelength, but can be monochromatic by being combined with a monochromatic crystal. In addition, a radiation source developed by the Femtosecond Technology Research Organization (FESTA), which generates ultra-short pulse high-intensity X-rays based on the principle of inverse Compton scattering. This radiation source is small and portable, has coherence, and can generate X-rays with high directivity and monochromaticity. When a point light source is used as the light source, it is desirable to correct including the enlargement ratio when data processing is performed in the image construction unit.
[0050]
Next, a phase information restoration apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described. FIG. 7 shows the configuration of the phase information restoring apparatus according to the second embodiment of the present invention.
As shown in FIG. 7, this phase information restoration device further outputs the detection data output from the imaging unit 1 to the image construction unit 2 in FIG. 1 under the control of the control unit 26, an LPF (Low Pass Filter). An image construction unit 7 including an LPF 28 to be processed and output to the storage unit 21 is included instead of the image construction unit 2. Other configurations are the same as those in FIG. In the present embodiment, LPF processing by digital calculation is performed in order to suppress or remove high spatial frequency components in the detection data.
[0051]
Next, a phase information restoration method according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 8 is a flowchart showing a phase information restoration method according to the second embodiment of the present invention. In the present embodiment, the diffraction fringe image is picked up twice at different shooting distances, and a visible image is constructed using the phase contrast method based on the detection data representing the diffraction fringe image information.
[0052]
First, in step S20, X-ray imaging is performed. That is, as shown in FIG. 2, the subject is arranged at a position where the distance from the light source 11 is R, and the sensor driving unit 18 detects the sensor at a position where the imaging distance is z ₁ based on the control of the control unit 26. 13 is disposed, and X-ray imaging is performed by irradiating the subject 10 with X-rays. Similarly, the sensor 13 is disposed at a position where the imaging distance is z ₂ and X-ray imaging is performed.
[0053]
Detection data I (x, y, z ₁ ) and I (x, x, y) representing the intensity of the diffracted light incident on the pixel (x, y) at the respective imaging distances z ₁ and z ₂ by the X-ray imaging in step S20. y, z ₂ ) are sequentially input to the image construction unit 2. These detection data represent diffraction fringe image information on each imaging distance plane.
[0054]
Next, in step S21, the LPF 28 performs LPF processing on the detection data that is sequentially input, thereby detecting or eliminating the high spatial frequency component of the detection data I _LPF (x, y, z ₁ ). And I _LPF (x, y, z ₂ ). The obtained detection data I _LPF (x, y, z ₁ ) and I _LPF (x, y, z ₂ ) are sequentially stored in the storage unit 21 by the _LPF 28.
[0055]
Note that the high spatial frequency component region suppressed or removed by the LPF 28 is a region where there is no signal due to blur in FIG. 4. Therefore, in order to suppress or remove the spatial frequency component outside the 3 sigma range, the vertical and horizontal focal spot sizes of the light source 11 are σ _X , σ _Y , the distance between the light source and the subject is R, the shooting distance is z, and x, y If the spatial frequency components are u and v, the spatial frequency components of u> 3R / 2πσ _X z and v> 3R / 2πσ _Y z may be suppressed or removed.
[0056]
Next, in steps S22 to S24, the image construction unit 5 is based on the detection data I _LPF (x, y, z ₁ ) and I _LPF (x, y, z ₂ ) stored in the storage unit 21. The phase φ (x, y) at the sensor position is restored.
First, in step S22, the difference processing unit 22 obtains a difference between the detection data I _LPF (x, y, z ₁ ) and the detection data I _LPF (x, y, z ₂ ) using the following equation (12). .
## EQU11 ##

[0057]
Next, in step S23, the Laplacian processing unit 23 uses the following equation (13) based on the difference coefficient obtained in step S22 and the detection data stored in the storage unit 21 to calculate the phase Laplacian f: (X, y, z) = ∇ ² φ (x, y, z) is obtained.
[Expression 12]

Here, in Expression (13), the difference coefficient is divided by the detection data I _LPF (x, y, z ₁ ) subjected to the LPF processing with the smaller imaging distance, but the LPF processing with the larger imaging distance is performed. The detected data I _LPF (x, y, z ₂ ) may be divided.
[0058]
Further, in step S24, the inverse Laplacian processing section 24, the phase of the Laplacian f determined in step S23 (x, y, z) = ∇ 2 φ (x, y, z) by performing inverse Laplacian operation on Thus, the phase φ (x, y, z) is obtained.
[0059]
Next, in step S25, the image processing unit 25 generates image data based on the phase φ (x, y, z). That is, the image processing unit 25 converts the phase φ (x, y, z) in each pixel into data representing brightness, and performs necessary image processing such as gradation processing and interpolation processing.
[0060]
Thereafter, as necessary, in step S26, the display unit 3 displays a visible image based on the image data on the display, or in step 27, the output unit 4 prints on a film or the like.
[0061]
Next, a modification of the phase information restoration apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The phase information restoring device shown in FIG. 9 has an imaging unit 7 and a reading unit 6. Other configurations are the same as those of the phase information restoring apparatus shown in FIG.
[0062]
In the imaging unit 7, a stimulable phosphor sheet (recording sheet) is used as a screen used for recording image information instead of the sensor 13 shown in FIG.
[0063]
A stimulable phosphor (accumulative phosphor) is a part of the radiation energy stored when irradiated with radiation, etc., and then irradiated with excitation light such as visible light according to the stored energy. It is a substance that emits light. When a radiation image of a subject such as a human body is imaged and recorded on the sheet coated with the photostimulable phosphor, and this photostimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as laser light, the photostimulated emission light is generated. Detection data can be obtained by photoelectrically reading. After appropriately processing this detection data, it can be output to a display such as a CRT or printed on a film by a laser printer or the like to display a radiation image as a visible image.
[0064]
The reading unit 6 shown in FIG. 9 is used to read a radiation image recorded on a recording sheet. Here, the configuration and operation of the reading unit 6 will be described with reference to FIG. The recording sheet 60 on which the image information is recorded is set at a predetermined position of the reading unit 6. The recording sheet 60 is conveyed in the Y-axis direction by a sheet conveying unit 62 driven by a motor 61. On the other hand, the beam L 1 emitted from the laser light source 63 is reflected and deflected by the rotating polygon mirror 65 driven by the motor 64 and rotated at high speed in the direction of the arrow, and passes through the converging lens 66. Thereafter, the beam L1 changes the optical path by the mirror 67 and scans the recording sheet 60 in the X-axis direction. By this scanning, the excitation light L2 is irradiated onto the recording sheet 60, and the stimulated emission light L3 having a light amount corresponding to the stored and recorded radiation image information is emitted from the irradiated portion. The stimulated emission light L3 is guided by a light guide 68 and is detected photoelectrically by a photomultiplier (photomultiplier tube) 69. The analog signal output from the photomultiplier 69 is amplified by the amplifier 70 and digitized by the A / D converter 71. The detection data output from the A / D converter 71 is input to the image construction unit 5.
[0065]
The imaging unit 7 changes the imaging distance to perform radiation imaging using a plurality of recording sheets, and the reading unit 6 reads image information from each recording sheet, thereby obtaining a plurality of interferences obtained at different imaging distances. Detection data representing a fringe image is obtained. The image construction unit 5 performs phase restoration based on the detection data to generate image data. The processing in the image construction unit 5 is the same as described with reference to FIG.
[0066]
【The invention's effect】
According to the present invention, when a radiological image of a human body or the like is constructed by the phase contrast method, noise detection can be performed without increasing the amount of X-ray irradiation by removing a detection signal in a region without a signal due to blur. The impact can be reduced.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a phase information restoring device according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a configuration of an imaging unit illustrated in FIG.
FIG. 3 is a diagram for explaining a detection signal for detecting X-rays generated from a light source having a finite focal size by a detection element of a sensor.
FIG. 4 is a diagram illustrating a blur function as a function of spatial frequency.
FIG. 5 is a flowchart showing a phase information restoration method according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a schematic diagram illustrating a configuration of an imaging unit when performing magnified shooting.
FIG. 7 is a diagram showing a configuration of a phase information restoring device according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a flowchart illustrating a phase information restoration method according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing a modification of the configuration of the phase information restoring device according to the second embodiment of the present invention.
10 is a schematic diagram illustrating a configuration of a reading unit illustrated in FIG. 9. FIG.
FIG. 11 is a diagram for explaining the principle of phase restoration;
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF

SYMBOLS

1, 7 Image pick-up part 2, 5 Image structure part 3 Display part 4 Output part 6 Reading part 10 Subject 11 Light source 12 Monochromator 13 Sensor 14 Holding part 15

Rail

16, 70 Amplifier 17, 71 A / D converter 18 Sensor drive part 19 Fluorescent plate 20 CCD camera 21 Storage unit 22 Difference processing unit 23 Laplacian processing unit 24 Reverse Laplacian processing unit 25 Image processing unit 26 Control unit 27 Recording medium 28 LPF
60 photostimulable phosphor sheet (recording sheet)
61 Motor 62 Sheet conveying means 63 Laser light source 64 Motor 65 Rotating polygon mirror 66 Converging lens 67 Mirror 68 Light guide 69 Photomultiplier (photomultiplier tube)
101 object surface 102 screen

Claims

被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元方法であって、
被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において、照射された放射線の強度を検出して画素サイズがπσｚ／３Ｒ以上（ｚはｚ_ｉの最大値）の放射線画像情報を表す検出データを生成する放射線検出器を用いて、前記複数の検出面における複数の放射線画像情報を表す複数の検出データを得るステップ（ａ）と、
前記複数の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより、位相データを求めるステップ（ｂ）と、
を具備する位相情報復元方法。Phase information restoration for restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation generated from a light source of focal size σ at a distance R from the subject and transmitted through the subject A method,
Detection data representing radiation image information having a pixel size of πσz / 3R or more (z is the maximum value of z _i ) is detected by detecting the intensity of irradiated radiation on a plurality of detection surfaces with different distances z _i from the subject. Using a radiation detector to obtain a plurality of detection data representing a plurality of pieces of radiation image information on the plurality of detection surfaces;
Obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on the plurality of detection data;
A phase information restoration method comprising:

ステップ（ｂ）において求められた位相データに基づいて、画像の明度に対応した画像データを生成するステップ（ｃ）をさらに具備する請求項１記載の位相情報復元方法。The phase information restoration method according to claim 1, further comprising a step (c) of generating image data corresponding to the brightness of the image based on the phase data obtained in step (b).

被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元方法であって、
被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた、前記複数の検出面における複数の放射線画像情報を表す複数の第１の検出データを取得するステップ（ａ）と、
前記複数の第１の検出データに対して、空間周波数が３Ｒ／２πσｚ（ｚはｚ_ｉの最大値）より大きい成分を抑圧することにより、複数の第２の検出データをそれぞれ生成するステップ（ｂ）と、
前記複数の第２の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより、位相データを求めるステップ（ｃ）と、
を具備する位相情報復元方法。Phase information restoration for restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation generated from a light source of focal size σ at a distance R from the subject and transmitted through the subject A method,
A plurality of first detection data representing a plurality of pieces of radiation image information on the plurality of detection planes obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject on a plurality of detection planes having different distances z _i from the subject. Obtaining step (a);
(B) generating a plurality of second detection data by suppressing a component having a spatial frequency greater than 3R / 2πσz (z is the maximum value of z _i ) with respect to the plurality of first detection data (b )When,
Obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on the plurality of second detection data;
A phase information restoration method comprising:

ステップ（ｃ）において求められた位相データに基づいて、画像の明度に対応した画像データを生成するステップ（ｄ）をさらに具備する請求項３記載の位相情報復元方法。4. The phase information restoration method according to claim 3, further comprising a step (d) of generating image data corresponding to the brightness of the image based on the phase data obtained in step (c).

被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を、被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元装置であって、
照射された放射線の強度を検出して画素サイズがπσｚ／３Ｒ以上（ｚはｚ_ｉの最大値）の放射線画像情報を表す検出データを生成する検出手段と、
被写体を透過した放射線の強度を異なる距離ｚ_ｉにおいて検出することにより得られた複数の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより位相データを求める位相データ算出手段と、
を具備する位相情報復元装置。Based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation generated from a light source of focal size σ at a distance R from the subject and transmitted through the subject on a plurality of detection surfaces having different distances z _i from the subject, A phase information restoration device for restoring phase information of radiation transmitted through a subject,
Detecting means for detecting intensity of irradiated radiation and generating detection data representing radiation image information having a pixel size of πσz / 3R or more (z is the maximum value of z _i );
Phase data calculating means for obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject at different distances z _i ; ,
A phase information restoration device comprising:

被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を、被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元装置であって、
被写体を透過した放射線の強度を異なる距離ｚ_ｉにおいて検出することにより得られた複数の第１の検出データに対して、空間周波数が３Ｒ／２πσｚ（ｚはｚ_ｉの最大値）より大きい成分を抑圧することにより、複数の第２の検出データをそれぞれ生成する信号処理手段と、
前記信号処理手段によって生成された複数の第２の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより位相データを求める位相データ算出手段と、
を具備する位相情報復元装置。Based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation generated from a light source of focal size σ at a distance R from the subject and transmitted through the subject on a plurality of detection surfaces having different distances z _i from the subject, A phase information restoration device for restoring phase information of radiation transmitted through a subject,
For a plurality of first detection data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject at different distances z _i , a component having a spatial frequency greater than 3R / 2πσz (z is the maximum value of z _i ). Signal processing means for generating a plurality of second detection data by suppressing each of the second detection data;
Phase data calculation means for obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on a plurality of second detection data generated by the signal processing means;
A phase information restoration device comprising:

前記位相データ算出手段により求められた位相データに基づいて、画像の明度に対応した画像データを生成する画像生成手段をさらに具備する請求項５又は６記載の位相情報復元装置。7. The phase information restoring apparatus according to claim 5, further comprising image generation means for generating image data corresponding to the brightness of the image based on the phase data obtained by the phase data calculation means.

被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元プログラムであって、
被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において、照射された放射線の強度を検出して画素サイズがπσｚ／３Ｒ以上（ｚはｚ_ｉの最大値）の放射線画像情報を表す検出データを生成する放射線検出器を用いて、前記複数の検出面における複数の放射線画像情報を表す複数の検出データを得る手順（ａ）と、
前記複数の検出データに基づいて、位相のラプラシアンを求める手順（ｂ）と、
位相のラプラシアンに逆ラプラシアン演算を施すことにより位相データを求める手順（ｃ）と、
をＣＰＵに実行させる位相情報復元プログラム。Phase information restoration for restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation generated from a light source of focal size σ at a distance R from the subject and transmitted through the subject A program,
Detection data representing radiation image information having a pixel size of πσz / 3R or more (z is the maximum value of z _i ) is detected by detecting the intensity of irradiated radiation on a plurality of detection surfaces with different distances z _i from the subject. Using a radiation detector to obtain a plurality of detection data representing a plurality of pieces of radiation image information on the plurality of detection surfaces;
A step (b) for obtaining a phase Laplacian based on the plurality of detection data;
A procedure (c) for obtaining phase data by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the phase;
Information restoration program for causing the CPU to execute

被写体から距離Ｒの位置において焦点サイズσの光源から発生し被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する位相情報復元プログラムであって、
被写体からの距離ｚ_ｉが異なる複数の検出面において、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた複数の第１の検出データを取得する手順（ａ）と、
前記複数の第１の検出データに対して、空間周波数が３Ｒ／２πσｚ（ｚはｚ_ｉの最大値）より大きい成分を抑圧することにより、複数の第２のデータをそれぞれ生成する手順（ｂ）と、
前記複数の第２のデータに基づいて、位相のラプラシアンを求める手順（ｃ）と、
位相のラプラシアンに逆ラプラシアン演算を施すことにより位相データを求める手順（ｄ）と、
をＣＰＵに実行させる位相情報復元プログラム。Phase information restoration for restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation generated from a light source of focal size σ at a distance R from the subject and transmitted through the subject A program,
(A) acquiring a plurality of first detection data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject on a plurality of detection surfaces having different distances z _i from the subject;
Step (b) for generating a plurality of second data by suppressing components having a spatial frequency larger than 3R / 2πσz (z is the maximum value of z _i ) for the plurality of first detection data. When,
A step (c) of obtaining a Laplacian of the phase based on the plurality of second data;
A step (d) for obtaining phase data by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the phase;
Information restoration program for causing the CPU to execute