JP4137574B2 - 放射線撮像装置、並びに、放射線撮像プログラム - Google Patents
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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放射線撮像方法及び放射線撮像装置、並びに、放射線撮像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Ｘ線に基づいて位相差を求める手法や、回折Ｘ線に基づいて位相差を求める手法がある。この内、回折Ｘ線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１２を用いて説明する。図１２に示すように、波長λを有するＸ線は、図の左側から入射し、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】
また、下記の非特許文献３には、異なる波長を有する３種類のＸ線を用いてＸ線撮像を行い、得られた画像情報に基づいて位相復元することが述べられている。この文献においては、Ｘ線が被写体を透過した直後のＸ線の位相及び強度と、被写体から所定の距離だけ離れた位置におけるＸ線の強度との関係に注目している。Ｘ撮像を行う際には、図１３に示すような構成が想定されている。即ち、図１３に示すように、波長λ0、λ1、λ2をそれぞれ有する３種類のＸ線は、被写体１００を透過し、物体面１０１から距離Ｒだけ離れた位置に配置されているスクリーン１０２に入射する。
【００１３】
この場合に、ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）とすると、波長λ０で被写体１００を透過した直後のＸ線の強度Ｉ（ｒ⊥，０，λ０）及び位相φ（ｒ⊥，０，λ０）と、波長λｍでスクリーン１０２において検出された回折Ｘ線の強度Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λｍ）との間には、次のような関係が成り立つ。ただし、次式（５）において、Ｉ（ｒ⊥，０，λ０）＝ｅｘｐ｛−Ｍ（ｒ⊥，０，λ０）｝である。
【数５】
【００１４】
式（５）において、∇Ｍ・∇φ（ｒ⊥，Ｒ，λm）が充分小さいときには、次のように近似することができる。
【数６】
【００１５】
さらに、式（６）より、被写体１００を透過した直後のＸ線の強度及び位相は、次のように表される。
【数７】
但し、Δλ＝λ1−λ0で、σ≡σ1＝λ1／λ0である。
式（８）における位相のラプラシアン∇2φ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）について逆ラプラシアン演算を施すことにより、位相φ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）を求めることができる。さらに、この位相を画像における明度に換算することにより、被写体を表す可視画像を得ることができる。このように、式（８）を用いることにより、波長を変えて得られた少数の放射線画像に基づいて、位相復元のための演算を簡単に行うことができる。そこで、非特許文献３においては、λ0＝３．８Å（Ｅ0＝３．３ｋｅＶ）、λ1＝７．３Å（Ｅ1＝１．７ｋｅＶ）及びλ2＝２．５Å（Ｅ2＝５．０ｋｅＶ）の３種類の波長（エネルギー）を有するＸ線を用いてＸ線撮像を行っている。
【００１６】
しかしながら、これらの波長では、被写体を透過する際のＸ線吸収が大きすぎるため、薄い被写体であれば撮影は可能であるが、人体の胸部や***のような厚みを有する被写体を撮影する際には不適であるという問題があった。
【００１７】
【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
【非特許文献３】
グレイエフ（T. E. Gureyev）等「多重エネルギーＸ線量測定同直列位相差撮像法（Quantitative In-Line Phase-Contrast Imaging with Multienergy X Rays）」物理学報告誌（Physical Review Letter） Vol. 86, No. 25 (2001)、ｐ．５８２７−５８３０
【００１８】
【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、位相コントラスト法により人体等の生体の放射線画像を構成する際に、透過率の高いエネルギーの放射線を用いることにより、位相の推定精度を高めることができる放射線撮像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像方法を用いた放射線撮像装置、並びに、放射線撮像プログラムを提供することを目的とする。
【００２１】
【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の観点に係る放射線撮像装置は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づき位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像装置であって、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である異なる波長を有する複数の放射線を発生する光源と、光源から発生され被写体を透過した放射線の強度を検出することにより、放射線画像情報を表す検出データを得る検出手段と、被写体を透過した異なる波長を有する複数の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データに基づいて、位相のラプラシアンを求め、求めた位相のラプラシアンに対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、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、それらの位相データに基づいて画像データを生成する画像構成手段とを具備する。
【００２２】
また、本発明の第２の観点に係る放射線撮像装置は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づき位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像装置であって、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である所定の波長を有する放射線を発生する光源と、光源から発生され被写体を透過した放射線の強度を検出することにより、放射線画像情報を表す検出データを得る検出手段と、被写体と検出手段との間の距離を変更するために用いられる駆動手段と、被写体を透過した放射線の強度を異なる距離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、位相のラプラシアンを求め、求めた位相のラプラシアンに対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、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、それらの位相データに基づいて画像データを生成する画像構成手段とを具備する。
【００２３】
また、本発明の第１の観点に係る放射線撮像プログラムは、放射線源より放射線を発生し、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放射線撮像プログラムであって、放射線源を制御し、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である異なる波長を有する放射線を発生させる手順（ａ）と、被写体を透過した異なる波長を有する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。
【００２４】
さらに、本発明の第２の観点に係る放射線撮像プログラムは、放射線源より放射線を発生し、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放射線撮像プログラムであって、放射線源を制御し、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である所定の波長を有する放射線を発生させる手順（ａ）と、被写体を透過した放射線の強度を異なる距離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、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。
【００２５】
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、透過率の高いエネルギーの放射線を用いることにより、位相の推定精度を高めることができる。
【００２６】
【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の実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示す。図１に示すように、この放射線撮像装置は、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。
【００２７】
図２は、撮像部１の構成を示す模式図である。撮影部１は、Ｘ線源１１と、モノクロメータ１２と、センサ１３とを有している。Ｘ線源１１は、シンクロトロン放射光を利用し、モノクロメータ１２で放射光からのＸ線の所定の波長成分だけを回折することにより、単色Ｘ線としている。なお、Ｘ線源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とができる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、Ｘ線源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電磁波のことをいう。このような放射光源においては、電子の求心加速度を変更することにより、発生するＸ線の波長を変更することができる。Ｘ線源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。なお、以下において、被写体１０とセンサ１３との距離を、撮像距離といい、本実施形態においては、図３に示すように、同一撮像距離で、異なる波長λ０及びλ１の２種類のＸ線を発生させている。
【００２８】
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。
【００２９】
また、撮像部１は、増幅器１４と、Ａ／Ｄ変換器１５とを有している。増幅器１４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１５は、増幅器１４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。
【００３０】
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、撮像距離が等しく波長の異なる２種類のＸ線によって得られた２つの検出データに基づいて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２２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２３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２４と、上記の各部２１〜２４及び撮像部１におけるＸ線の波長を制御する制御部２５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２５が、記録媒体２６に記録された放射線撮像プログラムに基づいて検出データを処理する。記録媒体２６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。
【００３１】
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。
【００３２】
次に、Ｘ線源１１で発生するＸ線の波長（エネルギー）と被写体１０による透過率との関係について説明する。ここで、被写体１０は、図２に示すように、厚みｄを有することとする。被写体１０の厚みをｄ、屈折率をｎ＝１−δ−ｉβ（ｉは虚数単位）で表すこととすると、被写体１０の透過直後のＸ線φＯＵＴは、被写体１０の透過直前のＸ線φＩＮを用いて、次のように表される。
【数８】
ここで、Ｘ線の波長をλとすると、ｋ＝２π／λである。
【００３３】
したがって、被写体１０の透過直後のＸ線の強度ＩOUTは、被写体１０の透過直前のＸ線の強度ＩINを用いて、次のように表される。
【数９】
このことから、透過率Ｔは、次のように表される。
【数１０】
【００３４】
次に、被写体１０として***を想定する。図４は、Ｘ線エネルギーの関数としての透過率を示している。但し、標準的な脂肪の組成を想定してβを定め、被写体１０の厚みをｄ＝５ｃｍとしている。図４に示すように、エネルギーが低いほど、透過率が急激に減少する。したがって、非特許文献３で用いられたＸ線エネルギー（Ｅ＝３．３ｋｅＶ、１．７ｋｅＶ、５．０ｋｅＶ）では、***等の厚みを有する被写体を撮影する際には不適であった。また、高透過率でエネルギー効率を良くするためには１０％程度の透過率となる２２ｋｅＶ程度のＸ線エネルギーが望ましいが、被写体１０によるＸ線吸収量（被爆量）を抑え、センサ１３にＸ線を到達させるためには、少なくとも１％以上の透過率となる１６ｋｅＶ以上のＸ線エネルギーが必要である。
【００３５】
一方、位相コントラスト法は、図２における被写体１０とセンサ１３とを所定の距離だけ離すことにより、位相変化を検出する撮像法である。被写体１０によるＸ線の位相変化は、式（８）のｅ-ik(1-δ)dとして表される。ここで、被写体が真空（δ＝０）の場合におけるＸ線の位相変化ｅ-ikdを基準にすると、被写体１０によるＸ線の位相変化はｅikδdと表される。なお、位相は指数の肩に乗っているｋδｄである。
【００３６】
ここで、δはＸ線のエネルギー依存性を持つため、図５に、標準的な脂肪の組成を想定した場合のδｄとエネルギーとの関係を示す。但し、ｄ＝５ｃｍとしている。
【００３７】
ところで、式（４）に示した位相推定の際に基本となるＴＩＥを簡単のために１次元で考え、符号を無視し、更に、位相φ＝ｋδｄを入れて整理すると、次のように表される。
【数１１】
【００３８】
ここで、左辺は、Ｘ線の強度Ｉが距離ｚによってどれだけ変化するかを強度Ｉに対する割合として表した値であり、実験によって求められる値はせいぜい１％（｜（１／Ｉ）×（∂Ｉ／∂ｚ）｜≧１０-2）である。また、右辺は、δｄの値が局所的にどれだけ変化したのかに依存する値であり、診断目的としては、１０μｍ（＝１０-5ｍ）のうちに１０-6ラジアン程度の位相変化の検出が望ましい。したがって、式（１２）の右辺は次のように表される。
【数１２】
【００３９】
また、式（１２）の左辺に−（１／Ｉ）×（∂Ｉ／∂ｚ）≧１０-2を代入して整理すると、次のように表される。
【数１３】
【００４０】
再び、図５を参照すると、ｄδ≧１０-6となるのは、Ｘ線エネルギーが、およそ３０ｋｅＶ以下の場合である。以上より、１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下のエネルギーを有するＸ線を用いて撮影を行うことが望ましい。
【００４１】
次に、図１、図３及び図６を参照しながら、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像方法について説明する。図６は、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像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３に示すように、同一撮像距離で、異なる波長λ0及びλ1のＸ線を用いて撮像された２枚の回折縞画像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。なお、波長λ0又はλ1のＸ線とは、波長λ0又はλ1を中心波長とする単色性の高いＸ線のことをいい、厳密に波長λ0又はλ1の単一波長のＸ線でなくても良い。但し、波長λ0又はλ1のＸ線のエネルギーの中心値が１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下の条件を満たすこととする。
【００４２】
まず、ステップＳ１０において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図３に示すように、撮像距離がＲとなる位置にセンサ１３を配置し、被写体１０に波長λ0のＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。次に、被写体１０に波長λ1のＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。これにより、回折縞画像を表す検出データが得られる。
【００４３】
ステップＳ１０におけるＸ線撮像により、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）、Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）が、画像構成部２に順次入力される。ここで、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）は、撮像距離Ｒ面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における波長λ0の回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）は、撮像距離Ｒ面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における波長λ1の回折光の強度を表す。これらの検出データは、画像構成部２の記憶部２１に順次記憶される。
【００４４】
次に、ステップＳ１１及びＳ１２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（ｒ⊥，Ｒ，λ0）及びＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）に基づいて、被写体を透過した直後のＸ線の位相φ（ｒ⊥，０，λ0）を復元する。
まず、ステップＳ１１において、ラプラシアン処理部２２は、記憶部２１に記憶されている検出データに基づいて、次式（１６）を用いて位相φ（ｒ⊥，０，λ0）のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ0）＝∇2φ（ｒ⊥，０，λ0）を求める。
【数１４】
ここで、
ｇ0＝ｌｎ[Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）]・・・（１７）
ｇ1＝ｌｎ[Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）]・・・（１８）
Δλ＝λ1−λ0、σ＝λ1／λ0
である。
【００４５】
従って、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）及びＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）を式（１７）及び式（１８）にそれぞれ代入してｇ0及びｇ1を求め、さらに、ｇ0及びｇ1を式（１６）に代入することにより、位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ0）が求められる。
【００４６】
さらに、ステップＳ１２において、逆ラプラシアン処理部２４は、ステップＳ１１において求められた位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ0）＝∇2φ（ｒ⊥，０，λ0）に対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｒ⊥，０，λ0）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（ｒ⊥，０，λ0）のフーリエ変換は、次式（１９）のように表される。
【数１５】
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。
【００４７】
これより、位相φ（ｒ⊥，０，λ0）は式（２０）のように表される。
【数１６】
ここで、Ｆ-1［ ］は逆フーリエ変換を示す。
【００４８】
この式（２０）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（ｒ⊥，０，λ0）をフーリエ変換し、｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-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（ｒ⊥，０，λ0）が得られる。
【００４９】
ここで、｜ｕ｜及び｜ｖ｜が所定の値以下となる範囲内で｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-1を予め算出しておき、式（２０）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（２０）において次式の値を用いる。
｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-1＝（予め算出された値）
また、｜ｕ｜，｜ｖ｜＞ｃｏｎｓｔの場合には、式（２０）において、次式の値を用いる。
｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-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。
【００５０】
次に、ステップＳ１３において、画像処理部２４は、位相φ（ｒ⊥，０，λ0）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部２４は、それぞれの画素における位相φ（ｒ⊥，０，λ0）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。
【００５１】
その後、必要に応じて、ステップＳ１４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１５において、出力部４が、それをフィルム等に印刷する。
【００５２】
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、１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下のエネルギー条件を満たす放射線であれば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、エネルギーの異なる２つのＸ線を用いて位相を復元したが、非特許文献３に述べれられているように、エネルギーの異なる３つのＸ線を用いて位相を復元しても良い。
【００５３】
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。なお、Ｘ線源として点放射線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。
【００５４】
次に、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置の変形例について、図７を参照しながら説明する。図７に示す放射線撮像装置は、撮影部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に示す放射線撮像装置と同様である。
【００５５】
撮像部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２に示す撮像部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。
【００５６】
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。
【００５７】
図７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８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、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５１により駆動されるシート搬送手段５２により、Ｙ軸方向に搬送される。一方、レーザ光源５３より出射したビームＬ１は、モータ５４により駆動されて矢印方向に高速回転する回転多面鏡５５により反射偏向され、収束レンズ５６を通過する。その後、ビームＬ１は、ミラー５７により光路を変えて、記録シート５０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５８により導かれ、フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）５９により光電的に検出される。フォトマルチプライヤ５９から出力されたアナログ信号は、増幅器６０により増幅され、Ａ／Ｄ変換器６１によりディジタル化される。Ａ／Ｄ変換器６１から出力された検出データは、画像構成部２に入力される。
【００５８】
撮像部５において、出射するＸ線のエネルギー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Ｘ線のエネルギー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２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２における処理については、図６を用いて説明したのと同様である。
【００５９】
次に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置について説明する。図９に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示す。
図９に示すように、この放射線撮像装置は、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７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８とを有している。その他の構成については、図１におけるのと同様である。
【００６０】
図１０は、撮像部７の構成を示す模式図である。撮影部７は、Ｘ線源１１と、センサ１３とを有している。Ｘ線源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。
【００６１】
センサ１３は、保持部１６によって保持されている。保持部１６は、レール１７上に移動可能な状態で支持されている。保持部１６の位置は、後述する画像構成部８の制御部によって制御されており、この制御によって被写体１０とセンサ１３との撮像距離が変更される。
【００６２】
また、撮像部７は、増幅器１４と、Ａ／Ｄ変換器１５とを有している。増幅器１４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１５は、増幅器１４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８に出力する。
【００６３】
再び、図９を参照すると、画像構成部８は、撮像部７から出力された検出データを一時記憶する記憶部８１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８２と、位相のラプラシアンに相当する値を演算するラプラシアン処理部８３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８４と、逆ラプラシアン処理部８４から出力されたセンサ位置における位相情報に基づいて画像データを生成する画像処理部８５と、上記の各部８１〜８５及び撮像部７における撮像距離を制御する制御部８６とを有している。画像構成部８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８６が、記録媒体８７に記録された放射線撮像プログラムに基づいて検出データを処理する。記録媒体８７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。
【００６４】
次に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像方法について、図９〜図１１を参照しながら説明する。図１１は、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像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、単一波長のＸ線を用い、異なる撮像距離ｚ０及びｚ１ において、同一波長λのＸ線を用いて撮像された２枚の回折縞画像を示す画像情報を用いて可視画像を生成する。なお、波長λのＸ線とは、波長λを中心波長とする単色性の高いＸ線のことをいい、厳密に波長λの単一波長のＸ線でなくても良い。但し、波長λのＸ線のエネルギーの中心値が１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下の条件を満たすこととする。
【００６５】
まず、ステップＳ２０において、Ｘ線源によって生成されるＸ線の波長をλに設定し、センサ１３の位置を変更しながらＸ線撮像を行う。即ち、図１０に示すように、まず、撮像距離がｚ０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。続いて、撮像距離がｚ１となる位置にセンサ１３を移動させ、同様にＸ線撮像を行う。これにより、回折縞画像を表す画像情報が得られる。
【００６６】
ステップＳ２０におけるＸ線撮像により、検出データＩ（ｒ⊥，ｚ0，λ）、Ｉ（ｒ⊥，ｚ1，λ）が、画像構成部８に順次入力される。ここで、検出データＩ（ｒ⊥，ｚ0，λ）は、撮像距離ｚ0面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ（ｒ⊥，ｚ1，λ）は、撮像距離ｚ1面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。これらの検出データは、画像構成部８の記憶部８１に順次記憶される。
【００６７】
次に、ステップＳ２１〜Ｓ２３において、画像構成部８は、記憶部８１に記憶されている検出データ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Ｓ２１において、差分処理部８２は、次式（２１）を用いて検出データＩ（ｒ⊥，ｚ1，λ）と検出データＩ（ｒ⊥，ｚ0，λ）との差分係数を求める。
【数１７】
【００６８】
次に、ステップＳ２２において、ラプラシアン処理部８３は、ステップＳ２１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（２２）を用いて位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，ｚ，λ）＝∇2φ（ｒ⊥，ｚ，λ）を求める。
【数１８】
ここで、式（２２）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（ｒ⊥，ｚ0，λ）で割っているが、撮像距離が大きい方の検出データＩ（ｒ⊥，ｚ1，λ）で割っても良い。また、ＬＰＦ（low pass filter：ローパスフィルタ）処理された検出データで割っても良い。
【００６９】
さらに、ステップＳ２３において、逆ラプラシアン処理部８４は、ステップＳ８２において求められた位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，ｚ，λ）＝∇2φ（ｒ⊥，ｚ，λ）について逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）を算出する。
【００７０】
したがって、位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）は式（２３）のように表される。
【数１９】
【００７１】
この式（２３）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（ｒ⊥，ｚ，λ）をフーリエ変換し、｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-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（ｒ⊥，ｚ，λ）が得られる。
【００７２】
次に、ステップＳ２４において、画像処理部８５は、位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部８５は、それぞれの画素における位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）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。
【００７３】
その後、必要に応じて、ステップＳ２５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２６において、出力部４が、それをフィルム等に印刷する。
【００７４】
【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体の放射線画像を構成する際に、１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下の透過率の高いエネルギーの放射線を用いることにより、位相の推定精度を高めることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像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】同一撮像距離で、異なる波長λ0及びλ1の２種類のＸ線を発生させている撮像部を示す図である。
【図４】Ｘ線エネルギーの関数として透過率を示す図である。
【図５】δｄとエネルギーとの関係を示す図である。
【図６】本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像方法を示すフローチャートである。
【図７】本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置の変形例を示す図である。
【図８】図７に示す読み取り部の構成を示す図である。
【図９】本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示す図である。
【図１０】図９に示す撮像部７の構成を示す模式図である。
【図１１】本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像方法を示すフローチャートである。
【図１２】位相復元の原理を説明するための図である。
【図１３】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、７ 撮像部
２、８ 画像構成部
３ 表示部
４ 出力部
６ 読取り部
１０、１００ 被写体
１１ Ｘ線源
１２ モノクロメータ
１３ センサ
１４ 増幅器
１５ Ａ／Ｄ変換器
１６ 保持部
１７ レール
２１、８１ 記憶部
２２、８３ ラプラシアン処理部
２３、８４ 逆ラプラシアン処理部
２４、８５ 画像処理部
２５、８６ 制御部
２６、８７ 記録部
５０ 輝尽性蛍光体シート（記録シート）
５１ モータ
５２ シート搬送手段
５３ レーザ光源
５４ モータ
５５ 回転多面鏡
５６ 収束レンズ
５７ ミラー
５８ 光ガイド
５９ フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）
８２ 差分処理部
１０１ 物体面
１０２ スクリーン
【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放射線撮像方法及び放射線撮像装置、並びに、放射線撮像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Ｘ線に基づいて位相差を求める手法や、回折Ｘ線に基づいて位相差を求める手法がある。この内、回折Ｘ線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】
次に、位相復元の原理について、図１２を用いて説明する。図１２に示すように、波長λを有するＸ線は、図の左側から入射し、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】
【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】
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】
【００１２】
また、下記の非特許文献３には、異なる波長を有する３種類のＸ線を用いてＸ線撮像を行い、得られた画像情報に基づいて位相復元することが述べられている。この文献においては、Ｘ線が被写体を透過した直後のＸ線の位相及び強度と、被写体から所定の距離だけ離れた位置におけるＸ線の強度との関係に注目している。Ｘ撮像を行う際には、図１３に示すような構成が想定されている。即ち、図１３に示すように、波長λ0、λ1、λ2をそれぞれ有する３種類のＸ線は、被写体１００を透過し、物体面１０１から距離Ｒだけ離れた位置に配置されているスクリーン１０２に入射する。
【００１３】
この場合に、ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）とすると、波長λ０で被写体１００を透過した直後のＸ線の強度Ｉ（ｒ⊥，０，λ０）及び位相φ（ｒ⊥，０，λ０）と、波長λｍでスクリーン１０２において検出された回折Ｘ線の強度Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λｍ）との間には、次のような関係が成り立つ。ただし、次式（５）において、Ｉ（ｒ⊥，０，λ０）＝ｅｘｐ｛−Ｍ（ｒ⊥，０，λ０）｝である。
【数５】
式（５）において、∇Ｍ・∇φ（ｒ⊥，Ｒ，λm）が充分小さいときには、次のように近似することができる。
【数６】
さらに、式（６）より、被写体１００を透過した直後のＸ線の強度及び位相は、次のように表される。
【数７】
式（８）における位相のラプラシアン∇2φ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）について逆ラプラシアン演算を施すことにより、位相φ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）を求めることができる。さらに、この位相を画像における明度に換算することにより、被写体を表す可視画像を得ることができる。このように、式（８）を用いることにより、波長を変えて得られた少数の放射線画像に基づいて、位相復元のための演算を簡単に行うことができる。そこで、非特許文献３においては、λ0＝３．８Å（Ｅ0＝３．３ｋｅＶ）、λ1＝７．３Å（Ｅ1＝１．７ｋｅＶ）及びλ2＝２．５Å（Ｅ2＝５．０ｋｅＶ）の３種類の波長（エネルギー）を有するＸ線を用いてＸ線撮像を行っている。
【００１６】
しかしながら、これらの波長では、被写体を透過する際のＸ線吸収が大きすぎるため、薄い被写体であれば撮影は可能であるが、人体の胸部や***のような厚みを有する被写体を撮影する際には不適であるという問題があった。
【００１７】
【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
【非特許文献３】
グレイエフ（T. E. Gureyev）等「多重エネルギーＸ線量測定同直列位相差撮像法（Quantitative In-Line Phase-Contrast Imaging with Multienergy X Rays）」物理学報告誌（Physical Review Letter） Vol. 86, No. 25 (2001)、ｐ．５８２７−５８３０
【００１８】
【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、位相コントラスト法により人体等の生体の放射線画像を構成する際に、透過率の高いエネルギーの放射線を用いることにより、位相の推定精度を高めることができる放射線撮像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像方法を用いた放射線撮像装置、並びに、放射線撮像プログラムを提供することを目的とする。
【００２１】
【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の観点に係る放射線撮像装置は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づき位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像装置であって、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である異なる波長を有する複数の放射線を発生する光源と、光源から発生され被写体を透過した放射線の強度を検出することにより、放射線画像情報を表す検出データを得る検出手段と、被写体を透過した異なる波長を有する複数の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データに基づいて、位相のラプラシアンを求め、求めた位相のラプラシアンに対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、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、それらの位相データに基づいて画像データを生成する画像構成手段とを具備する。
【００２２】
また、本発明の第２の観点に係る放射線撮像装置は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づき位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像装置であって、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である所定の波長を有する放射線を発生する光源と、光源から発生され被写体を透過した放射線の強度を検出することにより、放射線画像情報を表す検出データを得る検出手段と、被写体と検出手段との間の距離を変更するために用いられる駆動手段と、被写体を透過した放射線の強度を異なる距離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、位相のラプラシアンを求め、求めた位相のラプラシアンに対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、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、それらの位相データに基づいて画像データを生成する画像構成手段とを具備する。
【００２３】
また、本発明の第１の観点に係る放射線撮像プログラムは、放射線源より放射線を発生し、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放射線撮像プログラムであって、放射線源を制御し、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である異なる波長を有する放射線を発生させる手順（ａ）と、被写体を透過した異なる波長を有する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。
【００２４】
さらに、本発明の第２の観点に係る放射線撮像プログラムは、放射線源より放射線を発生し、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放射線撮像プログラムであって、放射線源を制御し、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である所定の波長を有する放射線を発生させる手順（ａ）と、被写体を透過した放射線の強度を異なる距離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、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。
【００２５】
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、透過率の高いエネルギーの放射線を用いることにより、位相の推定精度を高めることができる。
【００２６】
【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の実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示す。図１に示すように、この放射線撮像装置は、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。
【００２７】
図２は、撮像部１の構成を示す模式図である。撮影部１は、Ｘ線源１１と、モノクロメータ１２と、センサ１３とを有している。Ｘ線源１１は、シンクロトロン放射光を利用し、モノクロメータ１２で放射光からのＸ線の所定の波長成分だけを回折することにより、単色Ｘ線としている。なお、Ｘ線源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とができる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、Ｘ線源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電磁波のことをいう。このような放射光源においては、電子の求心加速度を変更することにより、発生するＸ線の波長を変更することができる。Ｘ線源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。なお、以下において、被写体１０とセンサ１３との距離を、撮像距離といい、本実施形態においては、図３に示すように、同一撮像距離で、異なる波長λ０及びλ１の２種類のＸ線を発生させている。
【００２８】
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。
【００２９】
また、撮像部１は、増幅器１４と、Ａ／Ｄ変換器１５とを有している。増幅器１４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１５は、増幅器１４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。
【００３０】
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、撮像距離が等しく波長の異なる２種類のＸ線によって得られた２つの検出データに基づいて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２２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２３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２４と、上記の各部２１〜２４及び撮像部１におけるＸ線の波長を制御する制御部２５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２５が、記録媒体２６に記録された放射線撮像プログラムに基づいて検出データを処理する。記録媒体２６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。
【００３１】
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。
【００３２】
次に、Ｘ線源１１で発生するＸ線の波長（エネルギー）と被写体１０による透過率との関係について説明する。ここで、被写体１０は、図２に示すように、厚みｄを有することとする。被写体１０の厚みをｄ、屈折率をｎ＝１−δ−ｉβ（ｉは虚数単位）で表すこととすると、被写体１０の透過直後のＸ線φＯＵＴは、被写体１０の透過直前のＸ線φＩＮを用いて、次のように表される。
【数８】
【００３３】
したがって、被写体１０の透過直後のＸ線の強度ＩOUTは、被写体１０の透過直前のＸ線の強度ＩINを用いて、次のように表される。
【数９】
【数１０】
次に、被写体１０として***を想定する。図４は、Ｘ線エネルギーの関数としての透過率を示している。但し、標準的な脂肪の組成を想定してβを定め、被写体１０の厚みをｄ＝５ｃｍとしている。図４に示すように、エネルギーが低いほど、透過率が急激に減少する。したがって、非特許文献３で用いられたＸ線エネルギー（Ｅ＝３．３ｋｅＶ、１．７ｋｅＶ、５．０ｋｅＶ）では、***等の厚みを有する被写体を撮影する際には不適であった。また、高透過率でエネルギー効率を良くするためには１０％程度の透過率となる２２ｋｅＶ程度のＸ線エネルギーが望ましいが、被写体１０によるＸ線吸収量（被爆量）を抑え、センサ１３にＸ線を到達させるためには、少なくとも１％以上の透過率となる１６ｋｅＶ以上のＸ線エネルギーが必要である。
【００３５】
一方、位相コントラスト法は、図２における被写体１０とセンサ１３とを所定の距離だけ離すことにより、位相変化を検出する撮像法である。被写体１０によるＸ線の位相変化は、式（８）のｅ-ik(1-δ)dとして表される。ここで、被写体が真空（δ＝０）の場合におけるＸ線の位相変化ｅ-ikdを基準にすると、被写体１０によるＸ線の位相変化はｅikδdと表される。なお、位相は指数の肩に乗っているｋδｄである。
【００３６】
ここで、δはＸ線のエネルギー依存性を持つため、図５に、標準的な脂肪の組成を想定した場合のδｄとエネルギーとの関係を示す。但し、ｄ＝５ｃｍとしている。
【００３７】
ところで、式（４）に示した位相推定の際に基本となるＴＩＥを簡単のために１次元で考え、符号を無視し、更に、位相φ＝ｋδｄを入れて整理すると、次のように表される。
【数１１】
ここで、左辺は、Ｘ線の強度Ｉが距離ｚによってどれだけ変化するかを強度Ｉに対する割合として表した値であり、実験によって求められる値はせいぜい１％（｜（１／Ｉ）×（∂Ｉ／∂ｚ）｜≧１０-2）である。また、右辺は、δｄの値が局所的にどれだけ変化したのかに依存する値であり、診断目的としては、１０μｍ（＝１０-5ｍ）のうちに１０-6ラジアン程度の位相変化の検出が望ましい。したがって、式（１２）の右辺は次のように表される。
【数１２】
また、式（１２）の左辺に−（１／Ｉ）×（∂Ｉ／∂ｚ）≧１０-2を代入して整理すると、次のように表される。
【数１３】
再び、図５を参照すると、ｄδ≧１０-6となるのは、Ｘ線エネルギーが、およそ３０ｋｅＶ以下の場合である。以上より、１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下のエネルギーを有するＸ線を用いて撮影を行うことが望ましい。
【００４１】
次に、図１、図３及び図６を参照しながら、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像方法について説明する。図６は、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像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３に示すように、同一撮像距離で、異なる波長λ0及びλ1のＸ線を用いて撮像された２枚の回折縞画像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。なお、波長λ0又はλ1のＸ線とは、波長λ0又はλ1を中心波長とする単色性の高いＸ線のことをいい、厳密に波長λ0又はλ1の単一波長のＸ線でなくても良い。但し、波長λ0又はλ1のＸ線のエネルギーの中心値が１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下の条件を満たすこととする。
【００４２】
まず、ステップＳ１０において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図３に示すように、撮像距離がＲとなる位置にセンサ１３を配置し、被写体１０に波長λ0のＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。次に、被写体１０に波長λ1のＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。これにより、回折縞画像を表す検出データが得られる。
【００４３】
ステップＳ１０におけるＸ線撮像により、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）、Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）が、画像構成部２に順次入力される。ここで、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）は、撮像距離Ｒ面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における波長λ0の回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）は、撮像距離Ｒ面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における波長λ1の回折光の強度を表す。これらの検出データは、画像構成部２の記憶部２１に順次記憶される。
【００４４】
次に、ステップＳ１１及びＳ１２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（ｒ⊥，Ｒ，λ0）及びＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）に基づいて、被写体を透過した直後のＸ線の位相φ（ｒ⊥，０，λ0）を復元する。
まず、ステップＳ１１において、ラプラシアン処理部２２は、記憶部２１に記憶されている検出データに基づいて、次式（１６）を用いて位相φ（ｒ⊥，０，λ0）のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ0）＝∇2φ（ｒ⊥，０，λ0）を求める。
【数１４】
ｇ0＝ｌｎ[Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）]・・・（１７）
ｇ1＝ｌｎ[Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）]・・・（１８）
Δλ＝λ1−λ0、σ＝λ1／λ0
である。
【００４５】
従って、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ0）及びＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ1）を式（１７）及び式（１８）にそれぞれ代入してｇ0及びｇ1を求め、さらに、ｇ0及びｇ1を式（１６）に代入することにより、位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ0）が求められる。
【００４６】
さらに、ステップＳ１２において、逆ラプラシアン処理部２４は、ステップＳ１１において求められた位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ0）＝∇2φ（ｒ⊥，０，λ0）に対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｒ⊥，０，λ0）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（ｒ⊥，０，λ0）のフーリエ変換は、次式（１９）のように表される。
【数１５】
【００４７】
これより、位相φ（ｒ⊥，０，λ0）は式（２０）のように表される。
【数１６】
【００４８】
この式（２０）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（ｒ⊥，０，λ0）をフーリエ変換し、｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-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（ｒ⊥，０，λ0）が得られる。
【００４９】
ここで、｜ｕ｜及び｜ｖ｜が所定の値以下となる範囲内で｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-1を予め算出しておき、式（２０）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（２０）において次式の値を用いる。
｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-1＝（予め算出された値）
また、｜ｕ｜，｜ｖ｜＞ｃｏｎｓｔの場合には、式（２０）において、次式の値を用いる。
｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-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。
【００５０】
次に、ステップＳ１３において、画像処理部２４は、位相φ（ｒ⊥，０，λ0）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部２４は、それぞれの画素における位相φ（ｒ⊥，０，λ0）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。
【００５１】
その後、必要に応じて、ステップＳ１４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１５において、出力部４が、それをフィルム等に印刷する。
【００５２】
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、１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下のエネルギー条件を満たす放射線であれば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、エネルギーの異なる２つのＸ線を用いて位相を復元したが、非特許文献３に述べれられているように、エネルギーの異なる３つのＸ線を用いて位相を復元しても良い。
【００５３】
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。なお、Ｘ線源として点放射線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。
【００５４】
次に、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置の変形例について、図７を参照しながら説明する。図７に示す放射線撮像装置は、撮影部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に示す放射線撮像装置と同様である。
【００５５】
撮像部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２に示す撮像部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。
【００５６】
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。
【００５７】
図７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８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、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５１により駆動されるシート搬送手段５２により、Ｙ軸方向に搬送される。一方、レーザ光源５３より出射したビームＬ１は、モータ５４により駆動されて矢印方向に高速回転する回転多面鏡５５により反射偏向され、収束レンズ５６を通過する。その後、ビームＬ１は、ミラー５７により光路を変えて、記録シート５０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５８により導かれ、フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）５９により光電的に検出される。フォトマルチプライヤ５９から出力されたアナログ信号は、増幅器６０により増幅され、Ａ／Ｄ変換器６１によりディジタル化される。Ａ／Ｄ変換器６１から出力された検出データは、画像構成部２に入力される。
【００５８】
撮像部５において、出射するＸ線のエネルギー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Ｘ線のエネルギー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２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２における処理については、図６を用いて説明したのと同様である。
【００５９】
次に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置について説明する。図９に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示す。
図９に示すように、この放射線撮像装置は、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７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８とを有している。その他の構成については、図１におけるのと同様である。
【００６０】
図１０は、撮像部７の構成を示す模式図である。撮影部７は、Ｘ線源１１と、センサ１３とを有している。Ｘ線源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。
【００６１】
センサ１３は、保持部１６によって保持されている。保持部１６は、レール１７上に移動可能な状態で支持されている。保持部１６の位置は、後述する画像構成部８の制御部によって制御されており、この制御によって被写体１０とセンサ１３との撮像距離が変更される。
【００６２】
また、撮像部７は、増幅器１４と、Ａ／Ｄ変換器１５とを有している。増幅器１４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１５は、増幅器１４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８に出力する。
【００６３】
再び、図９を参照すると、画像構成部８は、撮像部７から出力された検出データを一時記憶する記憶部８１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８２と、位相のラプラシアンに相当する値を演算するラプラシアン処理部８３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８４と、逆ラプラシアン処理部８４から出力されたセンサ位置における位相情報に基づいて画像データを生成する画像処理部８５と、上記の各部８１〜８５及び撮像部７における撮像距離を制御する制御部８６とを有している。画像構成部８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８６が、記録媒体８７に記録された放射線撮像プログラムに基づいて検出データを処理する。記録媒体８７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。
【００６４】
次に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像方法について、図９〜図１１を参照しながら説明する。図１１は、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像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、単一波長のＸ線を用い、異なる撮像距離ｚ０及びｚ１ において、同一波長λのＸ線を用いて撮像された２枚の回折縞画像を示す画像情報を用いて可視画像を生成する。なお、波長λのＸ線とは、波長λを中心波長とする単色性の高いＸ線のことをいい、厳密に波長λの単一波長のＸ線でなくても良い。但し、波長λのＸ線のエネルギーの中心値が１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下の条件を満たすこととする。
【００６５】
まず、ステップＳ２０において、Ｘ線源によって生成されるＸ線の波長をλに設定し、センサ１３の位置を変更しながらＸ線撮像を行う。即ち、図１０に示すように、まず、撮像距離がｚ０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。続いて、撮像距離がｚ１となる位置にセンサ１３を移動させ、同様にＸ線撮像を行う。これにより、回折縞画像を表す画像情報が得られる。
【００６６】
ステップＳ２０におけるＸ線撮像により、検出データＩ（ｒ⊥，ｚ0，λ）、Ｉ（ｒ⊥，ｚ1，λ）が、画像構成部８に順次入力される。ここで、検出データＩ（ｒ⊥，ｚ0，λ）は、撮像距離ｚ0面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ（ｒ⊥，ｚ1，λ）は、撮像距離ｚ1面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。これらの検出データは、画像構成部８の記憶部８１に順次記憶される。
【００６７】
次に、ステップＳ２１〜Ｓ２３において、画像構成部８は、記憶部８１に記憶されている検出データ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Ｓ２１において、差分処理部８２は、次式（２１）を用いて検出データＩ（ｒ⊥，ｚ1，λ）と検出データＩ（ｒ⊥，ｚ0，λ）との差分係数を求める。
【数１７】
次に、ステップＳ２２において、ラプラシアン処理部８３は、ステップＳ２１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（２２）を用いて位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，ｚ，λ）＝∇2φ（ｒ⊥，ｚ，λ）を求める。
【数１８】
【００６９】
さらに、ステップＳ２３において、逆ラプラシアン処理部８４は、ステップＳ８２において求められた位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，ｚ，λ）＝∇2φ（ｒ⊥，ｚ，λ）について逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）を算出する。
【００７０】
したがって、位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）は式（２３）のように表される。
【数１９】
この式（２３）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（ｒ⊥，ｚ，λ）をフーリエ変換し、｛−４π2（ｕ2＋ｖ2）｝-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（ｒ⊥，ｚ，λ）が得られる。
【００７２】
次に、ステップＳ２４において、画像処理部８５は、位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部８５は、それぞれの画素における位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）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。
【００７３】
その後、必要に応じて、ステップＳ２５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２６において、出力部４が、それをフィルム等に印刷する。
【００７４】
【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体の放射線画像を構成する際に、１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下の透過率の高いエネルギーの放射線を用いることにより、位相の推定精度を高めることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像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】同一撮像距離で、異なる波長λ0及びλ1の２種類のＸ線を発生させている撮像部を示す図である。
【図４】Ｘ線エネルギーの関数として透過率を示す図である。
【図５】δｄとエネルギーとの関係を示す図である。
【図６】本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像方法を示すフローチャートである。
【図７】本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置の変形例を示す図である。
【図８】図７に示す読み取り部の構成を示す図である。
【図９】本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示す図である。
【図１０】図９に示す撮像部７の構成を示す模式図である。
【図１１】本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像方法を示すフローチャートである。
【図１２】位相復元の原理を説明するための図である。
【図１３】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、７ 撮像部
２、８ 画像構成部
３ 表示部
４ 出力部
６ 読取り部
１０、１００ 被写体
１１ Ｘ線源
１２ モノクロメータ
１３ センサ
１４ 増幅器
１５ Ａ／Ｄ変換器
１６ 保持部
１７ レール
２１、８１ 記憶部
２２、８３ ラプラシアン処理部
２３、８４ 逆ラプラシアン処理部
２４、８５ 画像処理部
２５、８６ 制御部
２６、８７ 記録部
５０ 輝尽性蛍光体シート（記録シート）
５１ モータ
５２ シート搬送手段
５３ レーザ光源
５４ モータ
５５ 回転多面鏡
５６ 収束レンズ
５７ ミラー
５８ 光ガイド
５９ フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）
８２ 差分処理部
１０１ 物体面
１０２ スクリーン
Claims (4)
- 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き位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像装置であって、
エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である異なる波長λを有する複数の放射線を発生する放射線源と、
前記放射線源から発生され被写体を透過した放射線の強度を検出することにより、放射線画像情報を表す検出データIを得る検出手段と、
被写体を透過した異なる波長を有する複数の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データIに基づいて、位相のラプラシアンｆを求め、求めた位相のラプラシアンｆに対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、被写体を透過した放射線の位相情報を復元して位相データφを求め、それらの位相データφに基づいて画像データを生成する画像構成手段と、
を具備する放射線撮像装置。 - 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き位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像装置であって、
エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である所定の波長λを有する放射線を発生する放射線源と、
前記放射線源から発生され被写体を透過した放射線の強度を検出することにより、放射線画像情報を表す検出データIを得る検出手段と、
被写体と前記検出手段との間の距離ｚを変更するために用いられる駆動手段と、
被写体を透過した放射線の強度を異なる距離ｚ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Iに基づいて、位相のラプラシアンｆを求め、求めた位相のラプラシアンｆに対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、被写体を透過した放射線の位相情報を復元して位相データφを求め、それらの位相データに基づいて画像データを生成する画像構成手段と、
を具備する放射線撮像装置。 - 放射線源より放射線を発生し、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き位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像プログラムであって、
前記放射線源を制御し、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である異なる波長を有する放射線を発生させる手順（ａ）と、
被写体を透過した異なる波長を有する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に実行させる放射線撮像プログラム。 - 放射線源より放射線を発生し、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き位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像プログラムであって、
前記放射線源を制御し、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である所定の波長を有する放射線を発生させる手順（ａ）と、
被写体を透過した放射線の強度を異なる距離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、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に実行させる放射線撮像プログラム。
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