JP2011206161A - 放射線撮影システム及びその画像生成方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】小格子の傾斜に依らず一様な画質の位相コントラスト画像を得る。
【解決手段】第1の吸収型格子21は、X線焦点11aを通る仮想線Cを中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子21a〜21eからなる。第2の吸収型格子22は、上記円筒面と同軸で、かつ上記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子22a〜22eからなる。走査機構23は、第2の吸収型格子22を、仮想線Cと直交するy方向に走査する。この走査方向に対する小格子22a〜22eの傾斜角度に対応した走査ピッチの補正を、小格子22a〜22eに対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶部25を設ける。位相微分像生成部24は、セグメントごとに補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する。
【選択図】図1
【解決手段】第1の吸収型格子21は、X線焦点11aを通る仮想線Cを中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子21a〜21eからなる。第2の吸収型格子22は、上記円筒面と同軸で、かつ上記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子22a〜22eからなる。走査機構23は、第2の吸収型格子22を、仮想線Cと直交するy方向に走査する。この走査方向に対する小格子22a〜22eの傾斜角度に対応した走査ピッチの補正を、小格子22a〜22eに対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶部25を設ける。位相微分像生成部24は、セグメントごとに補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する。
【選択図】図1
Description
本発明は、X線等の放射線により被検体の撮影を行う放射線撮影システム及びその画像生成方法に関し、特に、2枚の格子を用いて位相イメージングを行う放射線撮影システム及びその画像生成方法に関する。
X線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被検体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。X線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。
一般的なX線撮影システムでは、X線を放射するX線源とX線を検出するX線画像検出器との間に被検体を配置して、被検体の透過像を撮影する。この場合、X線源からX線画像検出器に向けて放射されたX線は、X線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性(原子番号、密度、厚さ)の差異に応じた量の減衰(吸収)を受けた後、X線画像検出器の各画素に入射する。この結果、被検体のX線吸収像がX線画像検出器により検出され画像化される。X線画像検出器としては、X線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器(FPD:Flat Panel Detector)が広く用いられている。
ただし、X線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、X線吸収像としての十分な画像の濃淡(コントラスト)が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のX線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。
このような問題を背景に、近年、被検体によるX線の強度変化に代えて、被検体によるX線の位相変化(角度変化)に基づいた画像(以下、位相コントラスト画像と称する)を得るX線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、X線が物体に入射したとき、X線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すため、位相差を利用したX線位相イメージングでは、X線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。このようなX線位相イメージングの一種として、2枚の透過型回折格子とX線画像検出器とからなるX線タルボ干渉計を用いたX線撮影システムが考案されている(例えば、特許文献1参照)。
X線タルボ干渉計は、被検体の背後に第1の回折格子を配置し、第1の回折格子の格子ピッチとX線波長で決まる特定距離(タルボ干渉距離)だけ下流に第2の回折格子を配置し、その背後にX線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第1の回折格子を通過したX線が、タルボ干渉効果によって自己像(縞画像)を形成する距離であり、この自己像は、X線源と第1の回折格子との間に配置された被検体とX線との相互作用(位相変化)により変調を受ける。
X線タルボ干渉計では、第1の回折格子の自己像と第2の回折格子との重ね合わせにより強度変調された縞画像の被検体による変化(位相ズレ)から被検体の位相コントラスト画像を取得する。この縞走査法とは、第1の回折格子に対して第2の回折格子を、第1の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第1の回折格子の格子方向(条帯方向)にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動(走査)させながら複数回の撮影を行い、X線画像検出器で得られる各画素の画素データの上記走査に対する強度変化の位相のズレ量(被検体Hがある場合とない場合とでの位相のズレ量)から位相微分像(被検体で屈折したX線の角度分布に対応)を取得する方法であり、この位相微分像を、上記の縞走査方向に沿って積分することにより被検体の位相コントラスト画像が得られる。なお、画素データは、上記走査に対して周期的に強度が変調されるため、上記走査に対する画素データのセットを、以下、「強度変調信号」と称する。
X線タルボ干渉計を用いたX線撮影システムでは、通常、X線を焦点からコーンビーム状に放射するX線源が用いられる。このため、画質を劣化させずに、広視野を確保するためには、第1及び第2の回折格子は、X線焦点を通る線を中心軸とした凹面状(円筒面状)に配置することが望ましい。しかし、このような大型の凹面状の格子を一体的に作成することは容易ではないため、特許文献1に開示されているように、複数の小格子を凹面状に配置することが考えられる。また、特許文献1には、上記走査を行うために、各小格子ごとに設けた駆動装置により小格子を個別に移動させることと、共通の駆動装置で格子全体を移動させることが記載されている。
特許文献1に記載されているように、凹面状の格子を複数の小格子で形成した場合、各小格子に駆動装置を設けると、構造が複雑になり、コストも高くなるため現実的ではない。したがって、構造やコストの観点からは、格子全体を一方向に直線移動させるように共通の駆動装置を設けることが好ましい
しかしながら、上記のような凹面状の格子を直線移動させると、上記直線移動方向に対して各小格子の傾斜角が異なるため、小格子ごとに実効的な走査ピッチが異なる。例えば、格子の中央部分の小格子に対して、周辺部分の小格子は、傾斜角が大きいため、実効的な走査ピッチが実際の走査ピッチから変化する。すなわち、この場合、小格子ごとに位相ズレが生じるため、実際に被検体Hを配置して得られた位相微分像には、小格子の傾斜に起因した位相ズレがオフセットとして加算されることになる。このため、位相コントラスト画像は、小格子の傾斜が大きい周辺部ほど画質が低下するといった問題がある。
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、小格子の傾斜に依らず一様な画質の位相コントラスト画像を得ることができる放射線撮影システム及びその画像生成方法を提供することを目的とする。
上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影システムは、放射線を放射する放射線源と、前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第1の格子と、前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第2の格子と、前記第1の格子に対して前記第2の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第1の格子及び前記第2の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、前記一方向に対する前記第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段と、を備えたことを特徴とする。
なお、前記補正量は、前記傾斜角度をθとした場合にcosθと表され、前記位相微分像生成手段は、走査ピッチにcosθを乗ずることにより、走査ピッチを補正することが好ましい。
また、前記第1の格子の各小格子は、吸収型格子であり、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第2の格子の小格子に投影することが好ましい。
また、前記第1の格子の各小格子は、位相型格子であり、タルボ干渉効果により、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第2の格子の小格子に射影することも好ましい。
また、本発明の放射線撮影システムは、放射線を放射する放射線源と、前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である格子と、放射線変換層で変換された電荷を収集する電荷収集電極を画素ごとに備え、各電荷収集電極が、前記仮想線と直交する方向に、互いに位相が異なるように配列された複数の線状電極群からなる放射線画像検出器と、前記仮想線と直交する方向に対する前記格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、前記各線状電極群により得られる画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段と、を備えたことを特徴とする。
さらに、本発明の画像生成方法は、放射線を放射する放射線源と、前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第1の格子と、前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第2の格子と、前記第1の格子に対して前記第2の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第1の格子及び前記第2の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、を備えた放射線撮影システムに用いられる画像生成方法であって、前記一方向に対する前記第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶しておき、前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成し、前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成することを特徴とする。
本発明は、走査方向に対する第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、小格子に対応するセグメントごとに記憶しておき、セグメントごとに補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成するので、小格子の傾斜に依らず一様な画質の位相コントラスト画像を得ることができる。
(第1実施形態)
図1において、本発明に係るX線撮影システム10は、被検体HにX線を照射するX線源11と、X線源11に対向配置され、X線源11から被検体Hを透過したX線を検出して画像データを生成する撮影部12と、撮影部12から読み出された画像データを記憶するメモリ13と、メモリ13に記憶される複数の画像データを画像処理して位相コントラスト画像を生成する画像処理部14と、画像処理部14により生成された位相コントラスト画像が記録される画像記録部15と、X線源11及び撮影部12の制御を行う撮影制御部16と、操作部やモニタからなるコンソール17と、コンソール17から入力される操作信号に基づいてX線撮影システム10の全体を統括的に制御するシステム制御部18とから構成されている。
図1において、本発明に係るX線撮影システム10は、被検体HにX線を照射するX線源11と、X線源11に対向配置され、X線源11から被検体Hを透過したX線を検出して画像データを生成する撮影部12と、撮影部12から読み出された画像データを記憶するメモリ13と、メモリ13に記憶される複数の画像データを画像処理して位相コントラスト画像を生成する画像処理部14と、画像処理部14により生成された位相コントラスト画像が記録される画像記録部15と、X線源11及び撮影部12の制御を行う撮影制御部16と、操作部やモニタからなるコンソール17と、コンソール17から入力される操作信号に基づいてX線撮影システム10の全体を統括的に制御するシステム制御部18とから構成されている。
X線源11は、高電圧発生器、X線管、コリメータ(いずれも図示せず)等から構成されており、撮影制御部16の制御に基づいて、被検体HにX線を照射する。例えば、X線管は、回転陽極型であり、高電圧発生器からの電圧に応じて、フィラメントから電子線を放出し、所定の速度で回転する回転陽極に電子線を衝突させることによりX線を発生する。回転陽極は、電子線が固定位置に当り続けることによる劣化を軽減するために回転しており、電子線の衝突部分が、X線を放射するX線焦点となっている。また、コリメータは、X線管から発せられたX線のうち、被検体Hの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限するものである。
撮影部12には、半導体回路からなるフラットパネル検出器(FPD)20、被検体HによるX線の位相変化(角度変化)を検出し位相イメージングを行うための第1の吸収型格子21及び第2の吸収型格子22が設けられている。FPD20は、X線源11から照射されるX線の光軸Aに沿う方向(以下、z方向いう)に検出面が直交するように配置されている。
第1の吸収型格子21は、第1〜第5の小格子21a〜21eにより構成されている。第1〜第5の小格子21a〜21eは、それぞれz方向に直交する面内の一方向(以下、y方向という)に延びた短冊状の平板格子であり、X線源11のX線焦点11aを通り、かつy方向に沿う仮想線Cを中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配置されている。
第2の吸収型格子22は、第1〜第5の小格子22a〜22eにより構成されており、第1の吸収型格子21とFPD20との間に配置されている。同様に、第1〜第5の小格子22a〜22eは、それぞれy方向に延びた短冊状の平板格子であり、上記仮想線Cを中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配置されている。
第1の吸収型格子21を構成する小格子のうち、第1の小格子21aが、光軸Aに直交するように配置されている。また、第2の吸収型格子22を構成する小格子のうち、第2の小格子22aが、光軸Aに直交するように配置されている。
図2(a)において、第1の吸収型格子21の第1〜第5の小格子21a〜21eは、それぞれ、ガラス基板等のX線透光性基板30上に、y方向に延伸したX線遮蔽部(格子線)31が、z方向及びy方向に直交する方向(以下、x方向という)に所定のピッチp1で、かつ間隔d1を空けて配列されたものである。同様に、図2(b)において、第2の吸収型格子22の第1〜第5の小格子22a〜22eは、それぞれ、X線透光性基板32上に、y方向に延伸したX線遮蔽部(格子線)33が、x方向に所定のピッチp2で、かつ間隔d2を空けて配列されたものである。
X線遮蔽部31,33の材料としては、X線吸収性に優れる金属が好ましく、例えば、金や鉛等が好ましい。なお、第1及び第2の吸収型格子21,22のスリット部(上記間隔d1,d2の領域)は、空隙でなくてもよく、高分子や軽金属等のX線低吸収材が充填されていてもよい。
また、撮影部12には、第2の吸収型格子22をx方向に移動させることにより、第1の吸収型格子21に対する第2の吸収型格子22との相対位置を変化させる走査機構23が設けられている(以下、走査機構23により第2の吸収型格子22を移動させることを走査といい、この移動方向を走査方向という)。走査機構23は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。走査機構23は、後述する縞走査の際に、撮影制御部16の制御に基づいて駆動されるものである。詳しくは後述するが、メモリ13には、縞走査の各走査ステップで撮影部12により得られる画像データがそれぞれ記憶される。
また、画像処理部14は、縞走査の各走査位置で撮影部12により撮影され、メモリ13に記憶された複数の画像データに基づき、位相微分像を生成する位相微分像生成部24と、この位相微分像をx方向に沿って積分することにより、位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部25と、第1〜第5の小格子22a〜22eの走査方向に対する傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を記憶するピッチ補正量記憶部26とを備える。位相コントラスト画像生成部25により生成された位相コントラスト画像は、画像記録部15に記録された後、コンソール17に出力されてモニタ(図示せず)に表示される。
コンソール17は、モニタの他、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置(図示せず)を備えている。この入力装置としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等が用いられ、入力装置の操作により、X線管の管電圧やX線照射時間等のX線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタは、液晶ディスプレイやCRTディスプレイからなり、X線撮影条件等の文字や、上記位相コントラスト画像を表示する。
図3において、FPD20は、X線を電荷に変換して蓄積する複数の画素40が、x方向及びy方向に沿ってアクティブマトリクス基板上に2次元配列されてなる受像部41と、受像部41からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路42と、各画素40に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路43とから構成されている。なお、走査回路42と各画素40とは、行毎に走査線44によって接続されており、読み出し回路43と各画素40とは、列毎に信号線45によって接続されている。画素40の配列ピッチは、x方向及びy方向にそれぞれ100μm程度である。
画素40は、アモルファスセレン等の変換層(図示せず)によりX線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ(図示せず)に蓄積する直接変換型のX線検出素子として構成することができる。各画素40には、TFTスイッチ(図示せず)が接続され、TFTスイッチのゲート電極が走査線44、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線45に接続される。走査回路42からの駆動パルスによってTFTスイッチがON状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線45に読み出される。
なお、画素40は、酸化ガドリニウム(Gd2O3)やヨウ化セシウム(CsI)等からなるシンチレータ(図示せず)でX線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード(図示せず)で電荷に変換して蓄積する間接変換型のX線検出素子として構成することも可能である。また、本実施形態では、放射線画像検出器としてTFTパネルをベースとしたFPDを用いているが、これに限られず、CCDセンサやCMOSセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種の放射線画像検出器を用いることも可能である。
読み出し回路43は、積分アンプ、補正回路、A/D変換器(いずれも図示せず)等により構成されている。積分アンプは、各画素40から信号線45を介して出力された電荷を積分して電圧信号(画像信号)に変換する。A/D変換器は、積分アンプにより変換された画像信号を、デジタルの画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、ゲイン補正、リニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ13に入力する。
図4は、第1及び第2の吸収型格子21,22の断面構造を示す。第1及び第2の吸収型格子21,22は、対応する小格子同士が平行となるように配置されており、各小格子は、X線焦点11aに対向している。第2の吸収型格子22の各小格子は、それに対応する第1の吸収型格子21の小格子を通過したX線が投影されるように配置されている。すなわち、第2の吸収型格子22は、X線焦点11aを中心として第1の吸収型格子21を相似的に拡大した形状となっている。
第1及び第2の吸収型格子21,22は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部(間隔d1,d2の領域)を通過したX線を線形的に投影するように構成されている。具体的には、間隔d1,d2を、X線源11から照射されるX線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射X線に含まれる大部分のX線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述のX線管の回転陽極としてタングステンを用い、管電圧を50kVとした場合には、X線のピーク波長は、約0.4Åである。この場合には、間隔d1,d2を、1μm〜10μm程度とすれば、スリット部で大部分のX線が回折されずに線形的に投影される。この場合、格子ピッチp1,p2は、2μm〜20μm程度の大きさである。
X線源11から放射されるX線は、X線焦点11aを発光点としたコーンビーム状であるため、第1の吸収型格子21を通過して射影される投影像(以下、この投影像をG1像または縞画像と称する)は、X線焦点11aからの距離に比例して拡大される。第2の吸収型格子22の格子ピッチp2及び間隔d2は、そのスリット部が、第2の吸収型格子22の位置におけるG1像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、X線焦点11aから第1の吸収型格子21までの距離をL1、第1の吸収型格子21から第2の吸収型格子22までの距離をL2とした場合に、格子ピッチp2及び間隔d2は、次式(1)及び(2)の関係を満たすように決定される。
第1の吸収型格子21から第2の吸収型格子22までの距離L2は、タルボ干渉計の場合には、第1の回折格子の格子ピッチとX線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本実施形態の撮影部12では、第1の吸収型格子21が入射X線を回折させずに投影させる構成であって、第1の吸収型格子21のG1像が、第1の吸収型格子21の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離L2を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
上記のように本実施形態の撮影部12は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第1の吸収型格子21でX線の回折が生じ、タルボ干渉効果が生じていると仮定した場合のタルボ干渉距離Zは、第1の吸収型格子21の格子ピッチp1、X線波長(ピーク波長)λ、及び正の整数mを用いて、次式(3)で表される。
本実施形態では、前述のように距離L2をタルボ干渉距離と無関係に設定することができるため、撮影部12のz方向への薄型化を目的とし、距離L2を、m=1の場合の最小のタルボ干渉距離Zより短い値に設定する。すなわち、距離L2は、次式(4)を満たす範囲の値に設定される。
X線遮蔽部31,33は、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、X線を完全に遮蔽(吸収)することが好ましいが、上記したX線吸収性に優れる材料(金や鉛等)を用いたとしても、吸収されずに透過するX線が少なからず存在する。このため、X線の遮蔽性を高めるためには、X線遮蔽部31,33のそれぞれの厚み(z方向の厚さ)をできるだけ厚くすること(すなわち、アスペクト比を高めること)が好ましい。例えば、X線管の管電圧が50kVの場合に、照射X線の90%以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、X線遮蔽部31,33の厚みは、金(Au)換算で30μm以上であることが好ましい。
以上のように構成された第1及び第2の吸収型格子21,22では、第1の吸収型格子21のG1像(縞画像)と第2の吸収型格子22との重ね合わせにより強度変調された縞画像がFPD20によって撮像される。第2の吸収型格子22の位置におけるG1像のパターン周期と、第2の吸収型格子22の格子ピッチp2とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じており、この微小な差異により、強度変調された縞画像にはモアレ縞が生じる。また、第1及び第2の吸収型格子21,22の格子配列方向に誤差が生じ、配列方向が同一でない場合には、いわゆる回転モアレが発生する。しかし、縞画像にこのようなモアレ縞が発生した場合でも、モアレ縞のx方向またはy方向の周期が画素40の配列ピッチより大きい範囲であれば特に問題が生じることはない。理想的にはモアレ縞を発生させないことが好ましいが、モアレ縞は、後述するように、縞走査時の走査量を確認するために利用することができる。
X線源11と第1の吸収型格子21との間に被検体Hを配置すると、FPD20により検出される縞画像は、被検体Hにより変調を受ける。この変調量は、被検体Hによる屈折効果によって偏向したX線の角度に比例する。したがって、FPD20で検出された縞画像を解析することによって、被検体Hの位相コントラスト画像を生成することができる。
次に、縞画像の解析方法について説明する。同図には、被検体Hのx方向に関する位相シフト分布Φ(x)に応じて屈折される1つのX線が例示されている。符号50は、被検体Hが存在しない場合に直進するX線の経路を示しており、この経路50を進むX線は、第1及び第2の吸収型格子21,22を通過してFPD20に入射する。符号51は、被検体Hが存在する場合に、被検体Hにより屈折されて偏向したX線の経路を示している。この経路51を進むX線は、第1の吸収型格子21を通過した後、第2の吸収型格子22のX線遮蔽部33により遮蔽される。
被検体Hの位相シフト分布Φ(x)は、被検体Hの屈折率分布をn(x,z)、zをX線の進む方向として、次式(5)で表される。
第1の吸収型格子21から第2の吸収型格子22の位置に投射されたG1像は、被検体HでのX線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけx方向に変位することになる。この変位量Δxは、X線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式(6)で表される。
ここで、屈折角φは、X線波長λと被検体Hの位相シフト分布Φ(x)を用いて、次式(7)で表される。
このように、被検体HでのX線の屈折によるG1像の変位量Δxは、被検体Hの位相シフト分布Φ(x)に関連している。そして、この変位量Δxは、FPD20で検出される各画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψ(被検体Hがある場合とない場合とでの各画素40の強度変調信号の位相のズレ量)に、次式(8)のように関連している。
正確には、上記式(8)は、変位量Δxは、第2の吸収型格子22の走査方向に対して傾斜していない第1の小格子22aに対応する画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψと変位量Δxとを対応付ける関係式である。
したがって、各画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψを求め、式(8)に適用することにより屈折角φが求まり、さらに式(7)を適用することにより位相シフト分布Φ(x)の微分量が求まる。そして、これをxについて積分することにより、被検体Hの位相シフト分布Φ(x)、すなわち被検体Hの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。
縞走査法では、第1及び第2の吸収型格子21,22の一方を他方に対して相対的にx方向に走査しながら撮影を行う(すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う)。本実施形態では、前述の走査機構23により第2の吸収型格子22を移動させる。第2の吸収型格子22の移動に伴って、モアレ縞が移動し、走査量が格子周期の1周期に達すると(すなわち、位相変化が2πに達すると)、モアレ縞は元の位置に戻る。
本実施形態では、走査方向に対して傾斜のない第1の小格子22aを基準とし、格子ピッチp2の整数分の1ずつ第2の吸収型格子22を移動させながら、FPD20で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、前述の画像処理部14内の位相微分像生成部24で演算処理することにより、各画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψを得る。なお、その他の第2〜第5の小格子22b〜22eは、走査方向に対して傾斜しているため、それぞれの実効的な走査ピッチは、傾斜角θに依存して異なる。詳しくは後述するが、前述のピッチ補正量記憶部26は、走査ピッチを、傾斜角θに応じた実効的な走査ピッチに変換するための補正量(変換係数)を保持しており、この補正量を位相微分像生成部24に供給する。
図5は、格子ピッチp2をM(2以上の整数)個に分割した走査ピッチ(p2/M)ずつ第2の吸収型格子22を走査した場合のG1像と第1の小格子22aとの位置関係を示している。走査機構23は、k=0,1,2,・・・,M−1のM個の各走査位置に、第2の吸収型格子22を移動させる。なお、同図では、第2の吸収型格子22の初期位置を、被検体Hが存在しない場合における第2の吸収型格子22の位置でのG1像の暗部が、X線遮蔽部33にほぼ一致する位置(k=0)としているが、この初期位置は、k=0,1,2,・・・,M−1のうちいずれの位置としてもよい。
まず、k=0の位置では、主として、被検体Hにより屈折されなかったX線が第2の吸収型格子22を通過する。次に、k=1,2,・・・と順に第2の吸収型格子22を移動させていくと、第2の吸収型格子22を通過するX線は、被検体Hにより屈折されなかったX線の成分が減少する一方で、被検体Hにより屈折されたX線の成分が増加する。特に、k=M/2の位置では、主として、被検体Hにより屈折されたX線のみが第2の吸収型格子22を通過する。k=M/2の位置を超えると、逆に、第2の吸収型格子22を通過するX線は、被検体Hにより屈折されたX線の成分が減少する一方で、被検体Hにより屈折されなかったX線の成分が増加する。
k=0,1,2,・・・,M−1の各位置で、FPD20により撮影を行うと、各画素40について、M個の画素データが得られる。以下に、このM個の画素データから上記各画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第2の吸収型格子22の位置kにおける各画素40の画素データをIk(x)と標記する。Ik(x)は、次式(9)で表される。
ここで、xは、画素のx方向に関する座標であり、I0は入射X線の強度であり、Anは強度変調信号のコントラストに対応する値である(ここで、nは正の整数である)。また、φ(x)は、上記屈折角φを画素40の座標xの関数として表したものである。
次いで、次式(10)の関係式を用いると、上記屈折角φ(x)は、式(11)のように表される。
ここで、arg[ ]は、偏角の抽出を意味しており、上記位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素40で得られたM個の画素データ(強度変調信号)から、式(11)に基づいて位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ(x)が求まり、位相シフト分布Φ(x)の微分量が求まる。
具体的には、各画素40で得られたM個の画素データは、図6に示すように、第2の吸収型格子22の位置kに対して、格子ピッチp2の周期で周期的に変化する。同図中の破線は、被検体Hが存在しない場合の画素データの変化を示しており、同図中の実線は、被検体Hが存在する場合の画素データの変化を示している。この両者の波形の位相差が上記位相ズレ量ψに対応する。
以上の説明では、画素40のy方向に関するy座標を考慮していないが、各y座標について同様の演算を行うことにより、x方向及びy方向に関する2次元的な位相ズレの分布ψ(x,y)が得られる。この位相ズレの分布ψ(x,y)が位相微分像に対応する。
上記式(11)で求まる位相ズレ量ψ(x,y)には、小格子の傾斜角θは考慮されていないため、被検体Hのみに依存する実際の位相ズレ量を求めるには、第2〜第5の小格子22b〜22eに対応するセグメントごとに、傾斜角θに応じた実効的な走査ピッチで位相ズレ量を算出する必要がある。位相微分像生成部24は、ピッチ補正量記憶部26から供給された補正量に基づいて、各セグメントごとに、走査ピッチを実効的な走査ピッチに補正したうえで、位相ズレ量ψ(x,y)、すなわち位相微分像を算出する。
図7は、第2〜第5の小格子22b〜22eのうちの1つの小格子を示している。小格子60は、格子周期がp2であるが、走査方向と傾斜角θをなしているため、実効的な格子周期p2’は、p2’=p2/cosθと表される。図8は、被検体Hが配置されていない場合における傾斜のない(θ=0)の小格子に対応する強度変調信号の周期p2と、傾斜角θの小格子に対応する強度変調信号の周期p2’とを示している。
したがって、p2/M=(p2’/M)cosθの関係が成り立つため、走査機構23により走査ピッチ(p2/M)だけ第2の吸収型格子22を移動させた場合に生じる傾斜のない小格子の位相変調量をδとすると、そのときに傾斜角θの小格子に生じる位相変調はδcosθとなる。すなわち、傾斜角θの小格子の実効的な走査ピッチは、傾斜のない場合のcosθ倍となる。この“cosθ”が、ピッチ補正量記憶部26に記憶される走査ピッチの補正量(変換係数)である。
次に、位相ズレ量ψの算出原理を説明する。なお、この算出原理は、「応用光学 光計測入門 谷田貝豊彦著 第ニ版 平成17年2月15日発行 丸善株式会社 (第196頁〜第198頁)」等に開示された方法に基づいている。
まず、被検体Hが配置されていない場合における上記走査位置kに対する画素データの変化(強度変調信号)を理想的な正弦波と仮定して、次式(12)のように表す。
ここで、Ikは、上記走査位置kでの強度であり、x、y座標の標記は省略している。また、αはコントラストに対応するパラメータである。そして、δkは、次式(13)で表されるように、傾斜角θの場合の実効的な走査ピッチに相当する位相変調量である。
ここで、a0、a1、a2は、以下の通りである。
次いで、被検体Hを配置した場合のIkの実測値をIk’とすると、被検体Hによる強度変調信号の位相ズレ量は、実測値Ik’から最も確からしいψを求めることにより算出される。すなわち、Ik’とIkとの差を最小にするように、a0、a1、a2を決定することにより、位相ズレ量ψが求まる。具体的には、まず、Ik’とIkとの差の指標Wを、次式(18)のように設定する。
そして、指標Wを最小とするa0、a1、a2を求めるには、以下の式(19)〜(21)を解けばよい。
上記式(19)〜(21)は、行列表現を用いると、以下のように表される。
上記式(22)を解いて得られるa1、a2を次式(26)に代入することにより、位相ズレ量ψが求まる。なお、次式(26)は、上記式(16)及び(17)に基づいている。
ピッチ補正量記憶部26は、図9に示すように、FPD20の受像部41(検出面)を第2の吸収型格子22の第1〜第5の小格子22a〜22eに対応するように区分した各セグメントSG1〜SG5に対して、上記式(13)に含まれるcosθの値(走査ピッチの補正量)を記憶しており、この値を位相微分像生成部24に供給する。位相微分像生成部24は、各画素40の画素データごとに、上記式(13)及び上記式(22)〜(26)を用いて位相ズレ量ψを算出するが、このとき、画素40が属するセグメントに対するcosθの値を上記式(13)に適用する。
以上のように構成されたX線撮影システム10では、X線源11と撮影部12との間に被検体Hを配置した状態で、操作者により、コンソール17から入力されると、X線源11から被検体Hに向けてX線照射が行われ、被検体Hを透過し、第1及び第2の吸収型格子21,22を通過することにより強度変調された縞画像がFPD20により検出される。この縞画像の検出動作は、第2の吸収型格子22を所定の走査ピッチずつ移動させながら、各走査位置において行われる。各検出動作で得られた縞画像は、画像データとしてメモリ13に記憶される。
次いで、位相微分像生成部24により、メモリ13に記憶された複数の画像データに基づき、強度変調信号の位相ズレ量ψ(x,y)が生成されるが、このとき、上記セグメントSG1〜SG5ごとにピッチ補正量記憶部26から走査ピッチの補正量(cosθ)が供給され、位相微分像生成部24は、補正後の実効的な走査ピッチを用いて位相ズレ量ψ(x,y)を算出し位相微分像を生成する。
位相微分像生成部24により生成された位相微分像は、位相コントラスト画像生成部25により積分処理が施されて位相コントラスト画像に変換され、画像記録部15に記録された後、コンソール17のモニタに表示される。
なお、傾斜角θが変化した場合等に、補正量(cosθ)を変更可能とするように、ピッチ補正量記憶部26を、データ書き換え可能なメモリ(フラッシュメモリ等)で構成することが好ましい。
また、上記実施形態では、第1及び第2の吸収型格子21,22を、x方向に分割された複数の小格子により構成しているが、さらに、これらの小格子を、y方向に分割してもよい。すなわち、第1及び第2の吸収型格子21,22を、マトリクス状に配列した小格子により構成してもよい。
また、上記実施形態では、第1の吸収型格子21を、X線遮蔽部31の間のスリット部を通過したX線を線形的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、スリット部でX線を回折することにより、いわゆるタルボ干渉効果が生じる構成(国際公開第2004/058070号等に記載の構成)としてもよい。ただし、この場合には、第1の吸収型格子21と第2の吸収型格子22との間の距離L2をタルボ干渉距離に設定する必要がある。また、この場合には、第1の吸収型格子21に代えて、位相型格子(位相型回折格子)を用いることが可能である。第1の吸収型格子21として用いた位相型格子は、タルボ干渉効果により生じる縞画像(自己像)を、FPD20に射影する。
位相型格子と吸収型格子との差異は、X線高吸収材(X線遮蔽部)の厚さのみであり、X線遮蔽部の厚さは、吸収型格子の場合にはAu換算で約30μm以上と設定されるのに対し、位相型格子の場合には、1μm〜5μm程度に設定される。位相型格子は、X線高吸収材が、X線源11から照射されるX線に対して所定量(πまたはπ/2)の位相変調を与えることにより、タルボ干渉効果を発生させて縞画像(自己像)を生成するものである。
また、上記実施形態では、被検体HをX線源11と第1の吸収型格子21との間に配置しているが、被検体Hを第1の吸収型格子21と第2の吸収型格子22との間に配置した場合にも同様に位相コントラスト画像の生成が可能である。
(第2実施形態)
上記第1実施形態では、第2の吸収型格子22がFPD20とは独立して設けられているが、第2実施形態として、特開平2009−133823号公報に開示された構成のX線画像検出器を用いることにより、第2の吸収型格子22を排することができる。本第2実施形態に係るX線画像検出器は、X線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のX線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されている。
上記第1実施形態では、第2の吸収型格子22がFPD20とは独立して設けられているが、第2実施形態として、特開平2009−133823号公報に開示された構成のX線画像検出器を用いることにより、第2の吸収型格子22を排することができる。本第2実施形態に係るX線画像検出器は、X線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のX線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されている。
図10は、本実施形態のX線画像検出器(FPD)の構成を例示する。画素70が、x方向及びy方向に沿って一定のピッチで2次元配列されており、各画素70には、X線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極71が形成されている。電荷収集電極71は、第1〜第6の線状電極群72〜77から構成されており、各線状電極群の線状電極のx方向に関する配列周期の位相がπ/3ずつずれている。具体的には、第1の線状電極群72の位相を0とすると、第2の線状電極群73の位相はπ/3、第3の線状電極群74の位相は2π/3、第4の線状電極群75の位相はπ、第5の線状電極群76の位相は4π/3、第6の線状電極群77の位相は5π/3である。
さらに、各画素70には、電荷収集電極71により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群78が設けられている。スイッチ群78は、第1〜第6の線状電極群72〜77のそれぞれに設けられたTFTスイッチからなる。第1〜第6の線状電極群72〜77により収集された電荷を、スイッチ群78を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、x方向に関して互いに位相の異なる6種類の縞画像を取得することができ、この6種類の縞画像から画素ごとに得られる強度変調信号の位相ズレ量に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。
FPD20に代えて、上記構成のX線画像検出器を用いることにより、撮影部12から第2の吸収型格子22が不要となるため、コスト削減とともに、さらなる薄型化が可能となる。また、本実施形態では、一度の撮影により強度変調信号を取得することが可能であるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、上記走査機構23を排することができる。なお、電荷収集電極71に代えて、特開平2009−133823号公報に記載のその他の構成の電荷収集電極を用いることも可能である。
このように第2の吸収型格子22を排した場合には、X線画像検出器の検出面に投影されるG1像が、第1の吸収型格子21の第1〜第5の小格子21a〜21eの傾斜角θに応じて変形されるため、該検出面におけるG1像の実効的なパターン周期は、p2’=p2/cosθとなる。ここで、p2は、各線状電極群72〜77の線状電極の配列ピッチである。
したがって、本実施形態においても、上記第1実施形態と同様に、位相微分像生成部24は、ピッチ補正量記憶部26から供給される補正量に基づいて、走査ピッチを実効的な走査ピッチに補正したうえで、位相微分像を生成する。具体的には、ピッチ補正量記憶部26には、第1の吸収型格子21の第1〜第5の小格子21a〜21eの傾斜角θに対応した補正量(cosθ)が記憶されており、X線画像検出器の検出面をセグメント化し(図9と同様)、セグメントごとに対応する補正量を用いて、走査ピッチを実効的な走査ピッチに補正して位相ズレ量ψ(x,y)の算出が行われる。
さらに、第2の吸収型格子22を配置しない場合の別の実施形態として、X線画像検出器により得られた縞画像(G1像)を、信号処理によって位相を変えながら周期的にサンプリングすることで、該縞画像に強度変調を与えることも可能である。
本発明は、医療診断用の放射線撮影システムのほか、工業用等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。
10 X線撮影システム
11 X線源(放射線源)
11a X線焦点
12 撮影部
14 画像処理部
20 フラットパネル検出器(FPD)
21 第1の吸収型格子
21a〜21e 小格子
22 第2の吸収型格子
22a〜22e 小格子
23 走査機構
24 位相微分像生成部
25 位相コントラスト画像生成部
26 ピッチ補正量記憶部
30,32 X線透光性基板
31,33 X線遮蔽部
40 画素
41 受像部
60 小格子
70 画素
71 電荷収集電極
72〜77 第1〜第6の線状電極群
78 スイッチ群
11 X線源(放射線源)
11a X線焦点
12 撮影部
14 画像処理部
20 フラットパネル検出器(FPD)
21 第1の吸収型格子
21a〜21e 小格子
22 第2の吸収型格子
22a〜22e 小格子
23 走査機構
24 位相微分像生成部
25 位相コントラスト画像生成部
26 ピッチ補正量記憶部
30,32 X線透光性基板
31,33 X線遮蔽部
40 画素
41 受像部
60 小格子
70 画素
71 電荷収集電極
72〜77 第1〜第6の線状電極群
78 スイッチ群
Claims (6)
- 放射線を放射する放射線源と、
前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第1の格子と、
前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第2の格子と、
前記第1の格子に対して前記第2の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、
前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第1の格子及び前記第2の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、
前記一方向に対する前記第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、
前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、
前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段と、
を備えたことを特徴とする放射線撮影システム。 - 前記補正量は、前記傾斜角度をθとした場合にcosθと表され、前記位相微分像生成手段は、走査ピッチにcosθを乗ずることにより、走査ピッチを補正することを特徴とする請求項1に記載の放射線撮影システム。
- 前記第1の格子の各小格子は、吸収型格子であり、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第2の格子の小格子に投影することを特徴とする請求項1または2に記載の放射線撮影システム。
- 前記第1の格子の各小格子は、位相型格子であり、タルボ干渉効果により、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第2の格子の小格子に射影することを特徴とする請求項1または2に記載の放射線撮影システム。
- 放射線を放射する放射線源と、
前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である格子と、
放射線変換層で変換された電荷を収集する電荷収集電極を画素ごとに備え、各電荷収集電極が、前記仮想線と直交する方向に、互いに位相が異なるように配列された複数の線状電極群からなる放射線画像検出器と、
前記仮想線と直交する方向に対する前記格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、
前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、前記各線状電極群により得られる画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、
前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段と、
を備えたことを特徴とする放射線撮影システム。 - 放射線を放射する放射線源と、
前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第1の格子と、
前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第2の格子と、
前記第1の格子に対して前記第2の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、
前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第1の格子及び前記第2の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、を備えた放射線撮影システムに用いられる画像生成方法であって、
前記一方向に対する前記第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶しておき、
前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成し、
前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成することを特徴とする画像生成方法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2010075149A JP2011206161A (ja) | 2010-03-29 | 2010-03-29 | 放射線撮影システム及びその画像生成方法 |
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JP2010075149A JP2011206161A (ja) | 2010-03-29 | 2010-03-29 | 放射線撮影システム及びその画像生成方法 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2011206161A true JP2011206161A (ja) | 2011-10-20 |
Family
ID=44937966
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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JP2010075149A Withdrawn JP2011206161A (ja) | 2010-03-29 | 2010-03-29 | 放射線撮影システム及びその画像生成方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
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JP (1) | JP2011206161A (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2013198661A (ja) * | 2012-03-26 | 2013-10-03 | Konica Minolta Inc | 格子および格子の製造方法ならびに格子ユニットおよび格子ユニットの製造方法 |
US10959693B2 (en) | 2017-12-12 | 2021-03-30 | Koninklijke Philips N.V. | Device and method for aligning an X-ray grating to an X-ray radiation source, and X-ray image acquisition system |
-
2010
- 2010-03-29 JP JP2010075149A patent/JP2011206161A/ja not_active Withdrawn
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A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20120803 |
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A761 | Written withdrawal of application |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A761 Effective date: 20130318 |