JP2005006782A

JP2005006782A - Radiographic method and radiographic system

Info

Publication number: JP2005006782A
Application number: JP2003172708A
Authority: JP
Inventors: Hideyuki Sakaida; 英之境田
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 2003-06-18
Filing date: 2003-06-18
Publication date: 2005-01-13

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiographic method capable of performing a radiography while suppressing the increase of a magnification factor in the radiography performed by using a ray source of a small focus and by making a screen and subject away from each other. SOLUTION: The radiographic method for obtaining detection signals by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject comprises: a step (a) of generating the radiation from a radiation source having a focus size of 100 μm or less; a step (b) of narrowing the spreading angle of the radiation by making the radiation generated from the radiation source be incident on a capillary lens; and a step (c) for irradiating the object with the radiation emitted from the capillary lens and detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject by a detection means. COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、小焦点の線源を用いた放射線撮像により画像情報を得る放射線撮影方法及び放射線撮影装置に関する。なお、本願において、放射線とはＸ線、α線、β線、γ線、紫外線等の一般的な放射線に加えて、電子線等の粒子線や電磁波を含む広義の放射線を指すものとする。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、Ｘ線等を用いた撮像方法は様々な分野で利用されており、特に医療分野においては、診断のための最も重要な手段の一つとなっている。最初のＸ線写真が実現されてから、Ｘ線写真法は数々の改良を重ねられ、現在では蛍光スクリーンとＸ線フィルムを組み合わせた方法が主流となっている。一方、近年においては、Ｘ線ＣＴや超音波、ＭＲＩ等の様々なディジタル化された装置が実用化されており、病院内での診断情報処理システム等の構築が進められようとしている。Ｘ線画像についても、撮像システムをディジタル化するための多くの研究がなされている。撮像システムをディジタル化することにより、画質の劣化を招くことなく、大量のデータを長期間保存することが可能であり、医療診断情報システムへの発展にも役立つものである。
【０００３】
ところで、このようにして得られる放射線画像は、被写体を透過した放射線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、軟部領域を撮像する方法については、被写体を透過した放射線に含まれている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位相情報復元技術である。
【０００５】
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、次のような原理による。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。そのため、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又はセンサ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。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。
【０００６】
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（ｔｒａｎｓｐｏｒｔｏｆｉｎｔｅｎｓｉｔｙｅｑｕａｔｉｏｎ）が用いられている。
【数１】

【０００７】
次に、位相復元の原理について、図６を用いて説明する。図６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。
【０００８】
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】

【０００９】
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。
【００１０】
しかしながら、位相コントラスト法は、コヒーレント性の高い小焦点の線源を用い、スクリーンと被写体との距離を離して撮影するので、小焦点の線源から発生する広がり角の大きいＸ線によって拡大率の大きい拡大撮影となり、拡大撮影に適した大面積のスクリーン、又は、見かけ上を大面積とするための複数のスクリーンが必要であるという問題があった。
【００１１】
関連する技術として、下記の特許文献１には、位相コントラスト撮影法に適した大画面検出器を、狭い撮影室内でも配置可能な大きさで、かつ画質の劣化もなく、従来の検出器と同等の価格で提供することの可能な位相コントラスト放射線画像撮影方法について述べられている。
【００１２】
この位相コントラスト放射線画像撮影方法によれば、小焦点Ｘ線源から放射されるＸ線により拡大撮影を行うＸ線位相コントラスト撮影の際に、複数の小検出器に分解した検出面によって画像を撮影し、これら小検出器によって撮影された画像を合成して総合画像を得ることにより、吸収コントラスト撮影に用いられている従来の検出器と同等の価格で大画面検出器を提供することができる。しかしながら、複数の検出器を必要とするので、その分のコスト上昇は避けられない。
【００１３】
また、下記の非特許文献３には、Ｘ線が距離逆二乗則により減衰することを利用して、フィルム面に到達する散乱線を減少させようとするグレーデル法について述べられている。このグレーデル法によれば、被写体とフィルムとの距離を１５〜２０ｃｍに離して撮影を行うことにより、被写体から発生する散乱線を大きく減衰させ、また、散乱線をフィルム外に出して除去することが可能である。
【００１４】
画質の向上を図るために、被写体を透過した放射線に含まれている強度情報を利用してエッジを強調した画像を生成する屈折コントラスト撮影法（特許文献１参照）や、スクリーンに到達する散乱線を減少させるグレーデル効果を利用したグレーデル法（非特許文献３参照）においても、スクリーンと被写体との距離を離して撮影を行うので、小焦点の線源を用いる場合には、拡大率が大きくなり、大きな検出器が必要になってしまうという問題があった。
【００１５】
【特許文献１】
特開２００２−１５９４８２号公報（第１，８〜９頁、図６）
【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（Ｎｏｎｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅｐｈａｓｅｉｍａｇｉｎｇｗｉｔｈｓｏｆｔｘｒａｙｓ）」米国光学協会誌Ａ（Ｊ．ＯｐｔｉｃａｌＳｏｃｉｅｔｙｏｆＡｍｅｒｉｃａＡ），Ｖｏｌ．１７，Ｎｏ．１０（Ｏｃｔｏｂｅｒ２０００）、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（ＨａｒｄＸ−ｒａｙｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅｎｏｎ−ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃｐｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔｉｍａｇｉｎｇ）」光学写真法研究専門家誌（ＳＰＩＥ）Ｖｏｌ．３６５９（１９９９）、ｐ．３５６−３６４
【非特許文献３】
江副正輔等、「診療放射線技術選書６医用画像検査技術学」、第１版、南山堂、１９９９年１月２０日、ｐ．１１−１３
【００１６】
【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、小焦点の線源を用い、スクリーンと被写体との距離を離して行う放射線撮影において、拡大率を抑えて撮影を行うことができる放射線撮影方法を提供することを目的とする。また、本発明は、そのような放射線撮影方法を用いる放射線撮影装置を提供することを目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
以上の課題を解決するため、本発明に係る放射線撮影方法は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより検出信号を得る放射線撮影方法であって、１００μｍ以下の焦点サイズを有する放射線源から放射線を発生させるステップ（ａ）と、放射線源から発生した放射線をキャピラリレンズに入射することにより、放射線の広がり角を狭くするステップ（ｂ）と、キャピラリレンズから出射した放射線で被写体を照射し、被写体を透過した放射線の強度を検出手段によって検出するステップ（ｃ）とを具備する。
【００１８】
また、本発明に係る放射線撮影装置は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより、検出信号を得る放射線撮影装置であって、１００μｍ以下の焦点サイズを有し、放射線を発生させる放射線源と、放射線源から発生した放射線を入射し、放射線の広がり角を狭くして出射するキャピラリレンズと、キャピラリレンズから出射して被写体を照射し、被写体を透過した放射線の強度を検出する検出手段とを具備する。
【００１９】
本発明によれば、小焦点の線源を用いて、スクリーンと被写体との距離を離して行う放射線撮影において、拡大率を抑えて撮影を行うことができる。
【００２０】
【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は、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮影装置を含むＸ線撮像システムを示す図である。このＸ線撮像システムは、被写体にＸ線を照射して、被写体を透過したＸ線を検出することにより、被写体に関する画像情報を表す検出信号を出力する放射線撮影装置１と、検出信号に基づいて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。
【００２１】
放射線撮影装置１の構成について説明する。Ｘ線源１１としては、コヒーレント性及び単色性が高い放射線ビームを発生するＸ線源を用いることが望ましい。ここで、単色性が高いビームとは、主に単一波長を有するビームのことをいう。このため、本実施形態においては、Ｘ線源１１として、Ｘ線を発生する放射光Ｘ線源を用いている。放射光とは、電子の加速、又は、電子の進行方向を曲げることによって発生する光（電磁波）のことをいう。
【００２２】
コヒーレント性及び単色性が高い放射線ビームを発生させるために、本実施形態においては、少なくとも１００μｍ以下の焦点サイズを有するＸ線源が用いられる。しかしながら、放射線ビームは、完全にコヒーレントとはならずに、ある広がり角をもって発生する。本実施形態においては、キャピラリレンズ１２を用いて、Ｘ線源１１から発生したＸ線の広がり角を狭くしている。Ｘ線源１１から発生し、キャピラリレンズ１２を通過したＸ線は、被写体１０を照射し、被写体１０を透過してセンサ１３に入射する。
【００２３】
センサ１３は、入射したＸ線を検出する。センサ１３としては、例えば、ＣＣＤ（ｃｏｕｐｌｅｄｃｈａｒｇｅｄｅｖｉｃｅ）等のように、照射された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。キャピラリレンズ１２を用いることにより、Ｘ線画像の拡大率が抑制されるので、あまり大きなセンサを用いる必要がなくなる。センサ１３から出力された検出信号は、増幅器１７によって増幅され、Ａ／Ｄ変換器１８によってディジタル信号（検出信号）に変換され、画像構成部２に出力される。
【００２４】
センサ１３は、保持部１４によって保持されている。保持部１４は、レール１５上に移動可能な状態で支持されている。センサ駆動部１６は、後述する画像構成部２の有する制御部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との距離を、撮像距離という。通常、屈折コントラスト効果を得るためには、少なくとも１５ｃｍ以上の撮像距離で撮影が行われ、グレーデル効果を得るためには、１５ｃｍ〜２０ｃｍの撮像距離で撮影が行われる。
【００２５】
画像構成部２は、放射線撮影装置１から出力された検出信号を一時的に記憶する記憶部２１と、撮像距離の異なる検出信号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及び放射線撮影装置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信号を処理する。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。
【００２６】
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。
【００２７】
次に、キャピラリレンズについて説明する。図２は、キャピラリレンズの形状を示す図である。図２の（Ａ）は、Ｘ線の進行方向（Ｚ軸）に平行な平面におけるキャピラリレンズの断面図であり、図２の（Ｂ）は、図２の（Ａ）中の右側からキャピラリレンズを見た図である。ここで、大きな広がり角をもつＸ線の広がりを抑えるために、図２の（Ａ）中の左側からキャピラリレンズにＸ線を入射させ、右側にＸ線を出射する。
【００２８】
図２に示すように、キャピラリレンズは、多数のポリキャピラリをアレイ状に組み合わせて構成される。ここで、ポリキャピラリは、直径５〜５０μｍの筒状のホウケイ酸ガラスである。図２の（Ａ）において、ポリキャピラリの左側から入射するＸ線は、ポリキャピラリ内の滑らかな壁面で多重反射し、広がり角を抑えられて、ポリキャピラリの右側から出射する。
【００２９】
なお、図２の（Ｂ）に示すように、各ポリキャピラリの穴の間には壁面があり、その壁面がセンサによって検出されてしまう可能性がある。ここで、ピッチｄで配列された複数の画素を有するセンサによって撮像可能な最高空間周波数は、サンプリング定理により、１／２ｄである。したがって、ポリキャピラリの壁面が検出されないためには、隣接する２つのポリキャピラリの穴の間隔が、センサの画素のピッチの２倍以下であることが望ましい。通常、センサの画素のピッチは５０〜１００μｍ程度であり、一般的には１００μｍ程度であるので、隣接する２つのポリキャピラリの穴の間隔は、２００μｍ以下、さらには１００μｍ以下であることが望ましい。また、隣接する２つのポリキャピラリの穴の間隔を２００μｍ又は１００μｍ以下にした場合においても、穴の間隔部分がムラとなってセンサに検出される可能性があるため、穴の間隔に対応した空間周波数成分を除去した検出信号を用いることが望ましい。
【００３０】
次に、図１及び図３を参照しながら、位相情報復元方法について説明する。図３は、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、図１に示すように、撮像距離を変えて撮像された２枚の回折縞画像を表す検出信号を用いて可視画像を構成する。
【００３１】
まず、ステップＳ１０〜Ｓ１３において、Ｘ線撮像を行う。
まず、ステップＳ１０において、撮像距離がｚ_１となる位置にセンサ１３を配置する。次に、ステップＳ１１において、キャピラリレンズ１２によって拡大率を抑えられたＸ線を用いてＸ線撮像を行う。同様に、ステップＳ１２において、撮像距離がｚ_２となる位置にセンサ１３を配置する。次に、ステップＳ１３において、キャピラリレンズ１２によって拡大率を抑えられたＸ線を用いてＸ線撮像を行う。これにより、拡大率を抑えた回折縞画像を表す検出信号が得られる。
【００３２】
ステップＳ１０〜Ｓ１３におけるＸ線撮像により、検出信号Ｉ_１（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ_２（ｘ，ｙ）が、画像構成部２に順次入力される。ここで、検出信号Ｉ_１（ｘ，ｙ）は、撮像距離ｚ_１面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。同様に、Ｉ_２（ｘ，ｙ）は、撮像距離ｚ_２面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。これらの検出信号は、画像構成部２の記憶部２１に順次記憶される。
【００３３】
次に、ステップＳ１４〜Ｓ１６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信号に基づいてセンサ位置における位相を復元する。
まず、ステップＳ１４において、差分処理部２２は、次式（５）を用いて検出信号Ｉ_１と検出信号Ｉ_２との差分係数を求める。
【数５】

【００３４】
次に、ステップＳ１５において、ラプラシアン処理部２３は、ステップＳ１４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信号とに基づいて、次式（６）を用いて位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ）＝∇^２φ（ｘ，ｙ）を求める。
【数６】

ここで、式（６）においては、差分係数を撮像距離が小さい方の検出信号Ｉ_１（ｘ，ｙ）で割っているが、撮像距離が大きい方の検出信号Ｉ_２（ｘ，ｙ）で割っても良いし、差分係数を求めるときに利用した検出信号と異なる検出信号で割っても良い。また、ＬＰＦ（ｌｏｗｐａｓｓｆｉｌｔｅｒ：ローパスフィルタ）処理された検出信号で割っても良い。
【００３５】
さらに、ステップＳ１６において、逆ラプラシアン処理部２４は、ステップＳ１５において求められた位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ）＝∇^２φ（ｘ，ｙ）について逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｘ，ｙ）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）のフーリエ変換は、次式（７）のように表される。
【数７】

ここで、ｕ、ｖは、ｘ、ｙに対応する空間周波数である。
【００３６】
これより、位相φ（ｘ，ｙ）は式（８）のように表される。
【数８】

【００３７】
この式（８）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）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）が得られる。
【００３８】
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（８）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（８）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（８）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。
【００３９】
次に、ステップＳ１７において、画像処理部２５は、位相φ（ｘ，ｙ）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）を、明度を表すデータに変換すると共に、階調処理や補間処理等の必要な画像処理を施す。
ステップＳ１８において、表示部３や出力部４は、このようにして生成された画像データに基づいて可視画像を画面やフィルム等に表示する。
【００４０】
なお、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ビームであれば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。
【００４１】
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Ｘ線源を用いているが、放射光ではないビームを発生するＸ線源を用いても良い。例えば、立命館大学が開発した電子蓄積型高輝度硬Ｘ線発生装置は、卓上型でありながら放射光並みに輝度及び指向性の高いＸ線を発生することができる。この装置が発生するＸ線はコヒーレント性を有しており、また、単一波長ではないが、単色化結晶と組み合わせることにより単色化することが可能である。また、技術研究組合フェムト秒テクノロジー研究機構（ＦＥＳＴＡ）が開発した線源は、逆コンプトン散乱の原理に基づいて極短パルス高輝度Ｘ線を発生する。この線源は、小型で持ち運びが可能であり、干渉性を有すると共に、指向性及び単色性の高いＸ線を発生することができる。
【００４２】
次に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮影装置を含むＸ線撮像システムについて説明する。図４は、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮影装置を含むＸ線撮像システムを示すブロック図である。このＸ撮像システムは、放射線撮影装置５及び読取り部６を有している。その他の構成については、図１に示すＸ線撮像システムと同様である。
【００４３】
放射線撮影装置５においては、画像情報を記録するために用いられるスクリーンとして、図１に示す放射線撮影装置１におけるセンサ１３の替わりに、輝尽性蛍光体シート（記録シート）が用いられる。
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信号を得ることができる。この検出信号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。なお、記録シート５０は、カセッテ５１によって保護されている。
【００４４】
図５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５を参照しながら、読取り部６の構成及び動作について説明する。画像情報が記録された記録シート５０は、カセッテ５１から取り出され、読取り部６の所定位置にセットされる。記録シート５０は、モータ６０により駆動されるシート搬送手段６１により、矢印Ｙ方向に搬送される。一方、レーザ光源６２より発振したビームＬ１は、モータ６３により駆動されて矢印方向に高速回転する回転多面鏡６４により反射偏向され、収束レンズ６５を通過する。その後、ビームＬ１は、ミラー６６により光路を変えて、記録シート５０を矢印Ｘ方向に走査する。この走査により、励起光Ｌ２が記録シート５０に照射され、照射された部分からは蓄積記録されている放射線画像情報に応じた光量の輝尽発光光Ｌ３が発散される。輝尽発光光Ｌ３は、光ガイド６７により導かれ、フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）６８により光電的に検出される。フォトマルチプライヤ６８から出力されたアナログ信号は、増幅器６９により増幅され、Ａ／Ｄ変換器７０によりディジタル化される。Ａ／Ｄ変換器７０から出力された検出信号は、画像構成部２に入力される。
【００４５】
放射線撮影装置５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画像情報が得られる。画像構成部２は、この画像情報に基づいて位相復元を行い、画像データを生成する。画像構成部２における処理については、図３を用いて説明したのと同様である。
【００４６】
【発明の効果】
本発明によれば、小焦点の線源を用いて、スクリーンと被写体との距離を離して行う撮影において、拡大率を抑えて撮影を行うことができる放射線撮影方法を提供することが可能である。また、そのような放射線撮影方法を用いる放射線撮影装置を提供することが可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る放射線撮影装置を含むＸ線撮像システムを示す図である。
【図２】キャピラリレンズの形状を示す図である。
【図３】位相情報復元方法を示すフローチャートである。
【図４】本発明の第２の実施形態に係る放射線撮影装置を含むＸ線撮像システムを示すブロック図である。
【図５】図４に示す読取り部の構成を示す模式図である。
【図６】位相復元の原理を説明するための図である。
【符号の説明】
１、５放射線撮影装置
２画像構成部
３表示部
４出力部
６読取り部
１０被写体
１１Ｘ線源
１２キャピラリレンズ
１３センサ
１４保持台
１５レール
１６センサ駆動部
１７、６９増幅器
１８、７０Ａ／Ｄ変換器
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
５０輝尽性蛍光体シート（記録シート）
５１カセッテ
６０モータ
６１シート搬送手段
６２レーザ光源
６３モータ
６４回転多面鏡
６５収束レンズ
６６ミラー
６７光ガイド
６８フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation imaging method and a radiation imaging apparatus that obtain image information by radiation imaging using a small-focus radiation source. In addition, in this application, in addition to general radiations, such as X-rays, alpha rays, beta rays, gamma rays, and ultraviolet rays, radiation refers to broad rays including particle beams such as electron beams and electromagnetic waves.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, an imaging method using X-rays or the like has been used in various fields, and particularly in the medical field, has become one of the most important means for diagnosis. Since the first X-ray photography was realized, the X-ray photography method has been improved many times, and at present, a method combining a fluorescent screen and an X-ray film has become mainstream. On the other hand, in recent years, various digitized apparatuses such as X-ray CT, ultrasound, and MRI have been put into practical use, and the construction of diagnostic information processing systems and the like in hospitals is being promoted. For X-ray images, much research has been done to digitize imaging systems. By digitizing the imaging system, it is possible to store a large amount of data for a long period of time without causing deterioration of image quality, which is useful for the development of a medical diagnosis information system.
[0003]
By the way, the radiation 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, as a method for imaging the soft part region, a phase contrast method for generating an image using phase information included in radiation transmitted through a subject has been studied. The phase contrast method is a phase information restoration technique that converts a phase difference caused by transmission of X-rays or the like through a subject into image brightness.
[0005]
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 is 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 having the same phase are irradiated toward the subject, a difference occurs in how the X-rays are transmitted due to a 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 or sensor for imaging X-rays and the subject and the wavelength of the X-rays. 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. 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.
[0006]
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.
[Expression 1]

[0007]
Next, the principle of phase restoration will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 6, 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.
[0008]
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]

[0009]
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.
[0010]
However, the phase contrast method uses a small-focus source with high coherency and shoots at a distance from the screen and the subject. Therefore, the magnification ratio is increased by X-rays generated from the small-focus source and having a large spread angle. There has been a problem that a large enlarged screen suitable for enlarged photography or a plurality of screens for increasing the apparent area is required.
[0011]
As a related technique, the following Patent Document 1 discloses a large-screen detector suitable for phase contrast imaging that is sized so that it can be placed even in a narrow imaging room, and has no deterioration in image quality. A phase contrast radiographic imaging method that can be provided at a low price is described.
[0012]
According to this phase contrast radiographic image capturing method, an image is captured by a detection surface that is divided into a plurality of small detectors when performing X-ray phase contrast imaging that performs magnified imaging with X-rays emitted from a small-focus X-ray source. Then, by synthesizing the images photographed by these small detectors to obtain a comprehensive image, it is possible to provide a large screen detector at the same price as a conventional detector used for absorption contrast photography. However, since a plurality of detectors are required, an increase in cost is inevitable.
[0013]
Non-Patent Document 3 below describes the Gradel method that attempts to reduce scattered rays that reach the film surface by utilizing the fact that X-rays are attenuated by the inverse square law. According to this Gradel method, the distance between the subject and the film is set at 15 to 20 cm, and the scattered rays generated from the subject are greatly attenuated, and the scattered rays are removed from the film and removed. Is possible.
[0014]
In order to improve image quality, a refraction contrast imaging method (see Patent Document 1) that generates an image with enhanced edges using intensity information contained in radiation that has passed through a subject, or scattered rays that reach the screen Even in the Gradel method that uses the Gradel effect to reduce the image (see Non-Patent Document 3), shooting is performed at a distance from the screen and the subject, so when using a small-focus source, the enlargement ratio increases. There is a problem that a large detector is required.
[0015]
[Patent Document 1]
JP 2002-159482 A (pages 1, 8-9, FIG. 6)
[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
[Non-Patent Document 3]
Eisuke Shosuke et al., “Medical Radiology Technology Selection 6 Medical Imaging Technology,” 1st Edition, Nanzan-do, January 20, 1999, p. 11-13
[0016]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, in view of the above points, the present invention provides a radiation imaging method capable of performing imaging while suppressing the enlargement ratio in radiation imaging performed using a small-focus source and separating the screen and the subject. The purpose is to do. Another object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus using such a radiation imaging method.
[0017]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, a radiographic method according to the present invention is a radiographic method for obtaining a detection signal by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject, from a radiation source having a focal spot size of 100 μm or less. A step (a) of generating radiation, a step (b) of narrowing the spread angle of the radiation by causing the radiation generated from the radiation source to enter the capillary lens, and irradiating the subject with the radiation emitted from the capillary lens, (C) detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject by the detecting means.
[0018]
A radiation imaging apparatus according to the present invention is a radiation imaging apparatus that obtains a detection signal by detecting the intensity of radiation that has passed through a subject, and has a focal spot size of 100 μm or less and generates radiation. And a capillary lens that emits radiation emitted from a radiation source and emits the radiation with a narrower spread angle, and a detection means that irradiates the subject through the capillary lens and detects the intensity of the radiation transmitted through the subject. It comprises.
[0019]
According to the present invention, it is possible to perform imaging while suppressing the enlargement ratio in radiography performed by using a small-focus line source and separating the distance between the screen and the subject.
[0020]
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 is a diagram showing an X-ray imaging system including a radiation imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. This X-ray imaging system is based on a radiation imaging apparatus 1 that outputs a detection signal representing image information related to a subject by irradiating the subject with X-rays and detecting X-rays transmitted through the subject, and the detection signal. It has an image construction unit 2 that generates image data, a display unit 3 that displays a visible image based on the image data, and an output unit 4 that prints the visible image on a film or the like.
[0021]
The configuration of the radiation imaging apparatus 1 will be described. As the X-ray source 11, it is desirable to use an X-ray source that generates a radiation beam having high coherence and monochromaticity. Here, the beam having high monochromaticity mainly means a beam having a single wavelength. For this reason, in this embodiment, the X-ray source 11 is a synchrotron radiation X-ray source that generates X-rays. Synchrotron radiation refers to light (electromagnetic waves) generated by accelerating electrons or bending the traveling direction of electrons.
[0022]
In order to generate a radiation beam having high coherence and monochromaticity, in this embodiment, an X-ray source having a focal spot size of at least 100 μm or less is used. However, the radiation beam is not completely coherent but is generated with a certain divergence angle. In this embodiment, the capillary lens 12 is used to narrow the spread angle of the X-rays generated from the X-ray source 11. X-rays generated from the X-ray source 11 and passed through the capillary lens 12 irradiate the subject 10, pass through the subject 10, and enter the sensor 13.
[0023]
The sensor 13 detects incident X-rays. As the sensor 13, for example, a two-dimensional sensor having a plurality of detection elements that converts the intensity of irradiated X-rays into an electric signal and outputs the same, such as a CCD (coupled charge device). By using the capillary lens 12, the enlargement ratio of the X-ray image is suppressed, so that it is not necessary to use a very large sensor. The detection signal output from the sensor 13 is amplified by the amplifier 17, converted into a digital signal (detection signal) by the A / D converter 18, and output to the image construction unit 2.
[0024]
The sensor 13 is held by the holding unit 14. The holding portion 14 is supported on the rail 15 in a movable state. The sensor drive unit 16 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 an imaging distance. Usually, in order to obtain the refractive contrast effect, photographing is performed at an imaging distance of at least 15 cm, and in order to obtain the Gradel effect, photographing is performed at an imaging distance of 15 cm to 20 cm.
[0025]
The image construction unit 2 includes a storage unit 21 that temporarily stores the detection signal output from the radiation imaging apparatus 1, a difference processing unit 22 that calculates a difference coefficient between detection signals having different imaging distances, and a phase Laplacian. A Laplacian processing unit 23 that calculates a corresponding value, an inverse Laplacian processing unit 24 that performs an inverse Laplacian operation for performing phase restoration, an image processing unit 25 that generates image data based on the restored phase information, and And the control unit 26 that controls the imaging distance in the radiation imaging apparatus 1. The image construction unit 2 may be composed of a digital circuit, or may be composed of software and a CPU. In that case, the control unit 26 including the CPU processes the detection signal 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.
[0026]
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.
[0027]
Next, the capillary lens will be described. FIG. 2 is a diagram showing the shape of the capillary lens. 2A is a cross-sectional view of the capillary lens in a plane parallel to the X-ray traveling direction (Z axis), and FIG. 2B is a capillary lens from the right side in FIG. FIG. Here, in order to suppress the spread of X-rays having a large spread angle, X-rays are incident on the capillary lens from the left side in FIG. 2A, and X-rays are emitted on the right side.
[0028]
As shown in FIG. 2, the capillary lens is configured by combining a number of polycapillaries in an array. Here, the polycapillary is a cylindrical borosilicate glass having a diameter of 5 to 50 μm. In FIG. 2A, X-rays that enter from the left side of the polycapillary are multiple-reflected by a smooth wall surface in the polycapillary, and are emitted from the right side of the polycapillary with a spread angle suppressed.
[0029]
As shown in FIG. 2B, there is a wall surface between the holes of each polycapillary, and the wall surface may be detected by the sensor. Here, the highest spatial frequency that can be imaged by a sensor having a plurality of pixels arranged at a pitch d is ½d according to the sampling theorem. Therefore, in order not to detect the wall surface of the polycapillary, it is desirable that the interval between the holes of two adjacent polycapillaries is not more than twice the pitch of the sensor pixels. Usually, the pitch of the sensor pixels is about 50 to 100 μm, and generally about 100 μm. Therefore, the interval between the holes of two adjacent polycapillaries is preferably 200 μm or less, and more preferably 100 μm or less. In addition, even when the interval between the holes of two adjacent polycapillaries is 200 μm or 100 μm or less, there is a possibility that the interval between the holes becomes uneven and is detected by the sensor. It is desirable to use a detection signal from which frequency components have been removed.
[0030]
Next, the phase information restoration method will be described with reference to FIGS. 1 and 3. FIG. 3 is a flowchart showing the phase information restoration method. In the present embodiment, as shown in FIG. 1, a visible image is configured using detection signals representing two diffraction fringe images picked up at different imaging distances.
[0031]
First, in steps S10 to S13, X-ray imaging is performed.
First, in step S10, the imaging distance is z. ₁ The sensor 13 is arranged at a position where Next, in step S 11, X-ray imaging is performed using X-rays whose magnification rate is suppressed by the capillary lens 12. Similarly, in step S12, the imaging distance is z. ₂ The sensor 13 is arranged at a position where Next, in step S 13, X-ray imaging is performed using X-rays whose magnification rate is suppressed by the capillary lens 12. As a result, a detection signal representing a diffraction fringe image with a reduced magnification is obtained.
[0032]
The detection signal I is obtained by X-ray imaging in steps S10 to S13. ₁ (X, y) and I ₂ (X, y) are sequentially input to the image construction unit 2. Here, the detection signal I ₁ (X, y) is the imaging distance z ₁ It represents the intensity of diffracted light at a position (x, y) on the surface. Similarly, I ₂ (X, y) is the imaging distance z ₂ It represents the intensity of diffracted light at a position (x, y) on the surface. These detection signals are sequentially stored in the storage unit 21 of the image construction unit 2.
[0033]
Next, in steps S 14 to S 16, the image construction unit 2 restores the phase at the sensor position based on the detection signal stored in the storage unit 21.
First, in step S14, the difference processing unit 22 uses the following equation (5) to detect the detection signal I. ₁ And detection signal I ₂ The difference coefficient is obtained.
[Equation 5]

[0034]
Next, in step S15, the Laplacian processing unit 23 uses the following equation (6) based on the difference coefficient obtained in step S14 and the detection signal stored in the storage unit 21 to calculate the phase Laplacian f: (X, y) = ∇ ² Find φ (x, y).
[Formula 6]

Here, in Equation (6), the difference coefficient is the detection signal I with the smaller imaging distance. ₁ Divided by (x, y), but the detection signal I with the larger imaging distance ₂ You may divide by (x, y), and you may divide by the detection signal different from the detection signal utilized when calculating | requiring a difference coefficient. Further, it may be divided by a detection signal subjected to LPF (low pass filter) processing.
[0035]
Further, in step S16, the inverse Laplacian processing unit 24 calculates the phase Laplacian f (x, y) = ∇ obtained in step S15. ² A phase φ (x, y) is obtained by performing an inverse Laplacian operation on φ (x, y).
Here, the inverse Laplacian calculation will be described in detail. The Fourier transform of f (x, y) is expressed as the following equation (7).
[Expression 7]

Here, u and v are spatial frequencies corresponding to x and y.
[0036]
Thus, the phase φ (x, y) is expressed as shown in Equation (8).
[Equation 8]

[0037]
By using this equation (8), inverse Laplacian calculation can be performed. That is, f (x, y) is Fourier-transformed and {−4π ² (U ² + V ² )} ^-1 And further inversely Fourier transform this to obtain the restored phase φ (x, y).
[0038]
Here, within the range where | u | and | v | are equal to or less than a predetermined value, {−4π ² (U ² + V ² )} ^-1 May be calculated in advance and used when performing the calculation shown in Equation (8). That is, when the predetermined value const is set, the value of the following expression is used in Expression (8) 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 expression is used in Expression (8).
{-4π ² (U ² + V ² )} ^-1 = 0
Thereby, the inverse Laplacian calculation can be performed at high speed.
[0039]
Next, in step S 17, the image processing unit 25 generates image data based on the phase φ (x, y). That is, the image processing unit 25 converts the phase φ (x, y) in each pixel into data representing brightness, and performs necessary image processing such as gradation processing and interpolation processing.
In step S18, the display unit 3 and the output unit 4 display a visible image on a screen, film, or the like based on the image data generated in this way.
[0040]
In the present embodiment, X-rays are used when imaging a subject. However, any beam 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.
[0041]
Furthermore, in the present embodiment, the radiation X-ray source is used when imaging the subject, but an X-ray source that generates a beam that is not radiation 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.
[0042]
Next, an X-ray imaging system including a radiation imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described. FIG. 4 is a block diagram showing an X-ray imaging system including a radiation imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention. The X imaging system includes a radiation imaging apparatus 5 and a reading unit 6. About another structure, it is the same as that of the X-ray imaging system shown in FIG.
[0043]
In the radiation imaging apparatus 5, a stimulable phosphor sheet (recording sheet) is used as a screen used for recording image information instead of the sensor 13 in the radiation imaging apparatus 1 shown in FIG.
A stimulable phosphor (storable phosphor) is a part of the radiation energy stored when irradiated with radiation or the like, 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 the photostimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as a laser beam, stimulating emission light is generated. Can be detected photoelectrically. After appropriately processing this detection signal, 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. Note that the recording sheet 50 is protected by a cassette 51.
[0044]
The reading unit 6 shown in FIG. 5 is used for reading a radiation image recorded on a recording sheet. Here, the configuration and operation of the reading unit 6 will be described with reference to FIG. The recording sheet 50 on which the image information is recorded is taken out from the cassette 51 and set at a predetermined position of the reading unit 6. The recording sheet 50 is conveyed in the arrow Y direction by a sheet conveying means 61 driven by a motor 60. On the other hand, the beam L1 oscillated from the laser light source 62 is reflected and deflected by the rotating polygon mirror 64 driven by the motor 63 and rotated at high speed in the direction of the arrow, and passes through the converging lens 65. Thereafter, the beam L1 changes its optical path by the mirror 66 and scans the recording sheet 50 in the direction of the arrow X. By this scanning, the excitation light L2 is irradiated onto the recording sheet 50, and the stimulated emission light L3 having a light amount corresponding to the accumulated radiographic image information is emitted from the irradiated portion. The stimulated emission light L3 is guided by a light guide 67 and is detected photoelectrically by a photomultiplier (photomultiplier tube) 68. The analog signal output from the photomultiplier 68 is amplified by the amplifier 69 and digitized by the A / D converter 70. The detection signal output from the A / D converter 70 is input to the image construction unit 2.
[0045]
The radiation imaging apparatus 5 performs radiation imaging using a plurality of recording sheets at different imaging distances, and the reading unit 6 reads image information from each recording sheet, thereby obtaining a plurality of images obtained at different imaging distances. Image information representing the interference fringe image is obtained. The image construction unit 2 performs phase restoration based on the image information and generates image data. The processing in the image construction unit 2 is the same as described with reference to FIG.
[0046]
【The invention's effect】
According to the present invention, it is possible to provide a radiation imaging method capable of performing imaging while suppressing an enlargement rate in imaging performed by using a small-focus source and separating a screen and a subject from each other. . Moreover, it is possible to provide a radiographic apparatus using such a radiographic method.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an X-ray imaging system including a radiation imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing the shape of a capillary lens.
FIG. 3 is a flowchart showing a phase information restoration method.
FIG. 4 is a block diagram showing an X-ray imaging system including a radiation imaging apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a schematic diagram illustrating a configuration of a reading unit illustrated in FIG. 4;
FIG. 6 is a diagram for explaining the principle of phase restoration;
[Explanation of symbols]
1, 5 Radiography equipment
2 Image composition part
3 Display section
4 Output section
6 Reading unit
10 Subject
11 X-ray source
12 Capillary lens
13 Sensor
14 Holding stand
15 rails
16 Sensor drive unit
17, 69 Amplifier
18, 70 A / D converter
21 Memory unit
22 Difference processing part
23 Laplacian processing part
24 Inverse Laplacian processing unit
25 Image processing section
26 Control unit
27 Recording media
50 photostimulable phosphor sheet (recording sheet)
51 cassette
60 motor
61 Sheet conveying means
62 Laser light source
63 motor
64 rotating polygon mirror
65 convergent lens
66 Mirror
67 Light Guide
68 Photomultiplier (photomultiplier tube)

Claims

被写体を透過した放射線の強度を検出することにより検出信号を得る放射線撮影方法であって、
１００μｍ以下の焦点サイズを有する放射線源から放射線を発生させるステップ（ａ）と、
前記放射線源から発生した放射線をキャピラリレンズに入射することにより、放射線の広がり角を狭くするステップ（ｂ）と、
前記キャピラリレンズから出射した放射線で被写体を照射し、前記被写体を透過した放射線の強度を検出手段によって検出するステップ（ｃ）と、
を具備する放射線撮影方法。A radiography method for obtaining a detection signal by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject,
Generating radiation from a radiation source having a focal spot size of 100 μm or less;
(B) narrowing the spread angle of the radiation by causing the radiation generated from the radiation source to enter the capillary lens;
Irradiating the subject with radiation emitted from the capillary lens, and detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject by a detecting means;
A radiographic method comprising:

前記被写体と前記検出手段との距離が１５ｃｍ以上である、請求項１記載の放射線撮影方法。The radiation imaging method according to claim 1, wherein a distance between the subject and the detection unit is 15 cm or more.

前記キャピラリレンズに形成された隣接する２つの穴の間隔が２００μｍ以下である、請求項１又は２記載の放射線撮影方法。The radiography method according to claim 1 or 2, wherein an interval between two adjacent holes formed in the capillary lens is 200 µm or less.

被写体を透過した放射線の強度を検出することにより、検出信号を得る放射線撮影装置であって、
１００μｍ以下の焦点サイズを有し、放射線を発生させる放射線源と、
前記放射線源から発生した放射線を入射し、放射線の広がり角を狭くして出射するキャピラリレンズと、
前記キャピラリレンズから出射して被写体を照射し、前記被写体を透過した放射線の強度を検出する検出手段と、
を具備する放射線撮影装置。A radiation imaging apparatus that obtains a detection signal by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject,
A radiation source having a focal spot size of 100 μm or less and generating radiation;
A capillary lens that enters the radiation generated from the radiation source and emits the radiation with a narrower spread angle; and
Detection means for irradiating a subject emitted from the capillary lens and detecting the intensity of radiation transmitted through the subject;
A radiation imaging apparatus comprising:

前記キャピラリレンズに形成された隣接する２つの穴の間隔が２００μｍ以下である、請求項４記載の放射線撮影装置。The radiation imaging apparatus according to claim 4, wherein a distance between two adjacent holes formed in the capillary lens is 200 μm or less.