JP4261125B2 - Phase information restoration method, phase information restoration device, and phase information restoration program - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線撮像等により得られた画像情報に基づいて画像を構成するために用いられる位相情報復元方法及び位相情報復元装置、並びに、位相情報復元プログラムに関する。なお、本願において、放射線とはＸ線、α線、β線、γ線、紫外線等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、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位相情報復元技術である。
【０００６】
位相コントラスト法には、干渉計やゾーンプレートを用いることにより生じた干渉光に基づいて位相差を求める手法や、回折光に基づいて位相差を求める手法がある。この内、回折光に基づいて位相差を求める回折法は、次のような原理に基づいて位相差を求める。例えば、Ｘ線は、光と同様に波が進行することにより物質中を伝搬する。その伝搬する速度は、物質が有する屈折率によって異なる。このため、位相の揃ったＸ線を被写体に向けて照射すると、被写体における組織の違いによりＸ線の伝わり方に相違が生じる。これにより被写体を透過するＸ線の波面が歪むので、透過Ｘ線に基づいて得られたＸ線画像に回折縞が生じる。この回折縞のパターンは、Ｘ線を結像させるスクリーンと被写体との距離やＸ線の波長によって異なっている。従って、回折縞パターンの異なる２枚以上のＸ線画像を解析することにより、スクリーンの各位置において生じたＸ線の位相差を求めることができる。この位相差を明度に換算することにより、被写体における組織の違いが明確に現れたＸ線画像を得ることができる。
【０００７】
特に、被写体の軟部を透過した後の放射線においては、透過した組織の違いにより、透過放射線において強度差よりも位相差の方が大きくなるので、位相コントラスト法を用いることにより、組織間の微妙な相違を可視化することができる。
このような位相コントラスト法を用いるために、放射線撮像における撮像条件や、回折縞パターンから位相を復元する手法が検討されている。
【０００８】
例えば、B. E. Allmanらによる「Noninterferometric quantitative phase imaging with soft x rays」（J. Optical Society of America A, Vol. 17, No. 10 (October 2000), pp. 1732-1743）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。
【０００９】
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。
【数１】

【００１０】
ここで、位相復元の原理について、図７を用いて説明する。図７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。この際に、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。
【００１１】
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。例えば、T. E. Gureyevらによる「Hard X-ray quantitative non-interferometric phase-contrast imaging」（SPIE Vol. 3659 (1999), p. 356-p. 364）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。
【００１２】
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】

【００１３】
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。
【００１４】
しかしながら、このような近似式（４）においては、式（３）に含まれる右辺第２項∇Ｉ（ｘ，ｙ）・∇φ（ｘ，ｙ）をゼロとする近似が適切でない場合に、位相φ（ｘ，ｙ）の推定精度が悪くなるという問題があった。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、上記の点に鑑み、本発明は、位相コントラスト法により放射線画像を構成する際に、位相の推定精度を高めることができる位相情報復元方法を提供することを目的とする。また、本発明は、そのような位相情報復元方法を行う位相情報復元装置、並びに、位相情報復元プログラムを提供することを目的とする。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
以上の課題を解決するため、本発明に係る位相情報復元方法は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた画像信号に基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する方法であって、被写体からの距離が異なる平行な少なくとも４つの平面において放射線の強度を検出することにより得られ、少なくとも４つの平面における放射線画像情報をそれぞれ表す少なくとも４つの画像信号に基づいて、１つの画像信号と他の画像信号との差分を表す第１の差分信号を少なくとも３つ求めるステップ（ａ）と、少なくとも３つの画像信号について、平面内で直交する２方向に関する画像信号の差分を表す第２の差分信号及び第３の差分信号を求めるステップ（ｂ）と、少なくとも３つの画像信号及び少なくとも３つの第１〜第３の差分信号に基づいて、位相のラプラシアンを求めるステップ（ｃ）と、位相のラプラシアンに逆ラプラシアン演算を施すことにより位相情報を復元するステップ（ｄ）とを具備する。
【００１７】
また、本発明に係る位相情報復元装置は、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画像信号に基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する装置であって、被写体からの距離が異なる平行な少なくとも４つの平面において放射線の強度を検出することにより得られ、少なくとも４つの平面における放射線画像情報をそれぞれ表す少なくとも４つの画像信号に基づいて、１つの画像信号と他の画像信号との差分を表す第１の差分信号を少なくとも３つ求めると共に、少なくとも３つの画像信号について、平面内で直交する２方向に関する画像信号の差分を表す第２の差分信号及び第３の差分信号を求める差分処理手段と、少なくとも３つの画像信号及び少なくとも３つの第１〜第３の差分信号に基づいて、位相のラプラシアンを求めるラプラシアン処理手段と、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情報を復元する逆ラプラシアン処理手段とを具備する。
【００１８】
さらに、本発明に係る位相情報復元プログラムは、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画像信号に基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元するために用いるプログラムであって、被写体からの距離が異なる平行な少なくとも４つの平面において放射線の強度を検出することにより得られ、少なくとも４つの平面における放射線画像情報をそれぞれ表す少なくとも４つの画像信号に基づいて、１つの画像信号と他の画像信号との差分を表す第１の差分信号を少なくとも３つ求める手順と、少なくとも３つの画像信号について、平面内で直交する２方向に関する画像信号の差分を表す第２の差分信号及び第３の差分信号を求める手順と、少なくとも３つの画像信号及び少なくとも３つの第１〜第３の差分信号に基づいて、位相のラプラシアンを求める手順と、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情報を復元する手順とをＣＰＵに実行させる。
【００１９】
本発明によれば、位相復元の式を用いる際に、強度の差分係数部分以外には近似を行わないので、精度の高い位相復元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。
【００２１】
図１は、本発明の一実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムを示すブロック図である。このＸ線撮像システムは、被写体にＸ線を照射することにより被写体に関する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画像データを生成する位相情報復元装置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。
【００２２】
図２は、撮像部１の構成を示す模式図である。放射線源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放射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、放射線源１１として、Ｘ線を発生する放射光源を用いている。放射光とは、電子を加速したり、電子の進行方向を曲げることによって発生する電磁波のことをいう。放射線源１１から発生したＸ線は、被写体１０を透過し、センサ１２に入射する。
【００２３】
センサ１２は、入射したＸ線を検出する。センサ１２としては、例えば、ＣＣＤ（coupled charge device）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。センサ１２から出力された検出信号は、増幅器１５によって増幅され、Ａ／Ｄ変換器１６によってディジタル信号（検出データ）に変換され、位相情報復元装置２に出力される。
【００２４】
センサ１２は、保持部１３によって保持されている。保持部１３は、レール１４上に移動可能な状態で支持されている。保持部１３の位置は、後述する位相情報復元装置２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１２との距離が変更される。なお、以下において、被写体１０とセンサ１２との距離を、撮像距離という。
【００２５】
再び、図１を参照すると、位相情報復元装置２は、撮像部１から出力された検出データを一時的に記憶する記憶部２１と、撮像距離の異なる検出データの間における差分係数や、同一撮像距離の検出データにおける差分係数を求める差分処理部２２と、位相のラプラシアンに相当する値を算出するラプラシアン処理部２３と、位相復元を行うための逆ラプラシアン演算を行う逆ラプラシアン処理部２４と、復元された位相情報に基づいて画像データを生成する画像処理部２５と、上記の各部２１〜２５及び撮像部１における撮像距離を制御する制御部２６とを有している。位相情報復元装置２は、ディジタル回路で構成しても良いし、ソフトウェアとＣＰＵで構成しても良い。その場合には、ＣＰＵを含む制御部２６が、記録媒体２７に記録された位相情報復元プログラムに基づいて検出データを処理する。記録媒体２７としては、フレキシブルディスク、ハードディスク、ＭＯ、ＭＴ、ＲＡＭ、ＣＤＲＯＭ、またはＤＶＤＲＯＭ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、位相情報復元装置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、本発明に係る位相情報復元方法の原理について説明する。本発明に係る位相情報復元方法は、位相コントラスト法により可視画像を構成する方法であり、被写体について得られた複数枚の回折縞画像に基づいて、位相復元の基本式ＴＩＥ（transport of intensity equation）を用いて位相復元を行う。
【００２８】
次式（５）に示すＴＩＥを変形することにより、式（６）が得られる。
【数５】

【数６】

ここで、Ｉ（ｘ，ｙ）は、被写体との距離ｚにある面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光強度を示す検出データである。
【００２９】
式（６）においては、求めるべき位相φ（ｘ，ｙ）のラプラシアン∇²φ（ｘ，ｙ）及び勾配（∂φ（ｘ，ｙ）／∂ｘ，∂φ（ｘ，ｙ）／∂ｙ）が未知となっている。そこで、少なくとも３つの回折光強度の勾配∇Ｉ＝（∂Ｉ／∂ｘ，∂Ｉ／∂ｙ，∂Ｉ／∂ｚ）を求めることができれば、式（６）を解くことが可能になる。
【００３０】
式（６）に回折光強度の勾配∇Ｉ₁〜∇Ｉ₃の成分を代入し、さらに行列を使って表すと、式（７）のようになる。
【数７】

式（７）は例えば、逆行列を用いることにより解くことができる。
【００３１】
このように、本実施形態においては、位相復元の精度を高めるためにＴＩＥにおける近似を最小限に抑えるとともに、行列形式を用いることにより演算を簡単にしている。
【００３２】
次に、図１〜図３を参照しながら、本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元方法について説明する。図３は、本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元方法を示すフローチャートである。本実施形態においては、図２に示すように、撮像距離を変えて撮像された６枚の回折縞画像を表す検出データを用いて可視画像を構成する。
【００３３】
まず、ステップＳ１において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図２に示すように、撮像距離がｚ₁となる位置にセンサ１２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。次に、撮像距離が（ｚ₁＋Δｚ₁）となる位置にセンサ１２を移動させ、Ｘ線撮像を行う。同様に、撮像距離がｚ₂、（ｚ₂＋Δｚ₂）、ｚ₃、及び、（ｚ₃＋Δｚ₃）となる位置にセンサ１２を配置し、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。
【００３４】
ステップＳ１におけるＸ線撮像により、検出データＩ₁（ｘ，ｙ）、Ｉ₁’（ｘ，ｙ）、Ｉ₂（ｘ，ｙ）、Ｉ₂’（ｘ，ｙ）、Ｉ₃（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ₃’（ｘ，ｙ）が、位相情報復元装置２に順次入力される。ここで、検出データＩ₁（ｘ，ｙ）は、撮像距離ｚ₁面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ₁’（ｘ，ｙ）、Ｉ₂（ｘ，ｙ）、Ｉ₂’（ｘ，ｙ）、Ｉ₃（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ₃’（ｘ，ｙ）は、撮像距離（ｚ₁＋Δｚ₁）、ｚ₂、（ｚ₂＋Δｚ₂）、ｚ₃、及び、（ｚ₃＋Δｚ₃）面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光の強度をそれぞれ表す。これらの検出データは、位相情報復元装置２の記憶部２１に順次記憶される。
【００３５】
次に、ステップＳ２〜Ｓ６において、位相情報復元装置２は、記憶部２１に記憶されている検出データに基づいて位相を復元する。
まず、ステップＳ２において、差分処理部２２は、次式（８）を用いて検出データＩ_Nと検出データＩ_N’との差分係数を求める。ここで、Δｚ_N＝ｚ_N’−ｚ_Nである。また、Ｎ＝１、２、３である。
【数８】

【００３６】
次に、ステップＳ３において、ラプラシアン処理部２３は、各位置（ｘ，ｙ）ごとに検出データのｘｙ平面における勾配∂Ｉ（ｘ，ｙ）／∂ｘ及び∂Ｉ（ｘ，ｙ）／∂ｙを求め、式（９）に示す３行３列の行列Ａ（ｘ，ｙ）を作成する。
【数９】

また、ラプラシアン処理部２３は、式（８）によって求められた差分係数に基づいて、式（１０）に示すベクトルＤ（ｘ，ｙ）を作成する。
【数１０】

【００３７】
次に、ステップＳ４において、ラプラシアン処理部２３は、式（９）及び式（１０）によって求められた行列Ａ（ｘ，ｙ）及びベクトルＤ（ｘ，ｙ）を用いて行列の関係式（１１）を導く。
【数１１】

【００３８】
さらに、ステップＳ５において、ラプラシアン処理部２３は、式（１２）に示すように、式（１１）の両辺に左側から行列Ａ（ｘ，ｙ）の逆行列を掛けることにより、ベクトルΦ（ｘ，ｙ）を求める。
【数１２】

このベクトルΦ（ｘ，ｙ）の第１成分が、位相のラプラシアン∇²φ（ｘ，ｙ）に相当する。
【００３９】
次に、ステップＳ６において、逆ラプラシアン処理部２４は、ステップＳ５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）を求める。
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（１３）のように表される。
【数１３】

ここで、ｕ、ｖは、ｘ、ｙに対応する空間周波数である。
【００４０】
これより、位相φ（ｘ，ｙ）は式（１４）のように表される。
【数１４】

【００４１】
この式（１４）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、｛−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（ｘ，ｙ）が得られる。
【００４２】
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（１４）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（１４）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（１４）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。
【００４３】
次に、ステップＳ７において、画像処理部２５は、復元された位相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Ｓ８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。
【００４４】
なお、本実施形態においては、撮像距離を変えて撮像された６枚の干渉縞画像から得られた３つの差分係数を用いて位相を復元する方法について説明したが、７枚以上の干渉縞画像から得られた４つ以上の差分係数を用いて位相を復元しても良い。また、式（１１）について、式（１５）に示すように、最小二乗法を用いてベクトルΦ（ｘ，ｙ）を求め、このベクトルΦ（ｘ，ｙ）に基づいて位相を復元しても良い。
【数１５】

【００４５】
さらに、次式（１６）に示すように、逆行列を用いないで、式（１１）における成分の中から∇²φ（ｘ，ｙ）を求めるのに必要な箇所だけを計算しても良い。
【数１６】

【００４６】
また、本実施形態においては、被写体を撮像する際にＸ線を用いているが、被写体を透過して回折像を形成することができるビームであれば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。
【００４７】
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放射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、放射線源として点放射線源を用いる場合には、位相情報復元装置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。
【００４８】
次に、本発明の一実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムの変形例について、図４を参照しながら説明する。図４に示すＸ撮像システムは、読取り部５及び撮像部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。
【００４９】
撮像部６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１２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。
【００５０】
図４に示す読取り部５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５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５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、矢印Ｙ方向に搬送される。一方、レーザ光源５３より発振したビーム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、位相情報復元装置２に入力される。
【００５１】
撮像部６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５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。位相情報復元装置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。位相情報復元装置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。
【００５２】
次に、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元方法について、図１、図３、及び、図６を参照しながら説明する。図６は、本実施形態に係る位相情報復元方法を説明するための図であり、撮像部におけるＸ線撮像の様子を示している。本実施形態に係る位相情報復元方法においては、撮像距離を変えて撮像された４枚の回折縞画像を表す画像情報に基づいて可視画像を構成する。
【００５３】
まず、ステップＳ１において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図６に示すように、撮像距離がｚ_１となる位置にセンサ１２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ｚ_２となる位置にセンサ１２を移動させ、同様にＸ線撮像を行う。さらに、撮像距離がｚ_３及びｚ_４となる位置にセンサ１２を配置し、同様に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。
【００５４】
ステップＳ１におけるＸ線撮像により、検出データＩ₁（ｘ，ｙ）、Ｉ₂（ｘ，ｙ）、Ｉ₃（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ₄（ｘ，ｙ）が位相情報復元装置２に順次入力され、記憶部２１に記憶される。ここで、検出データＩ₁（ｘ，ｙ）は、撮像距離ｚ₁面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。検出データＩ₂（ｘ，ｙ）〜Ｉ₄（ｘ，ｙ）についても同様である。
【００５５】
次に、ステップＳ２において、差分処理部２２は、次式（１７）を用いて検出データＩ _Ｎ と検出データＩ _Ｎ＋１ ’との差分係数を求める。ここで、Ｎ＝１、２、３である。
【数１７】

Ｓ３〜Ｓ８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。
【００５６】
なお、本実施形態においては、撮像距離を変えて撮像された４枚の干渉縞画像から得られた３つの差分係数を用いて位相を復元しているが、５枚以上の画像を用いて４つ以上の差分係数に基づいて位相を復元しても良い。
【００５７】
【発明の効果】
本発明によれば、ＴＩＥにおける近似を最小限に抑え、行列を用いて演算処理を行うので、精度の高い位相復元を、簡単に行うことができる。従って、位相コントラスト法により、良好な画質の可視画像を得ることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムを示すブロック図である。
【図２】図１に示す撮像部の構成を示す模式図である。
【図３】本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元方法を示すフローチャートである。
【図４】本発明の一実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムの変形例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】本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元方法について説明するための図である。
【図７】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、６ 撮像部
２ 位相情報復元装置
３ 表示部
４ 出力部
５ 読取り部
１０ 被写体
１１ 放射線源
１２ センサ
１３ 保持台
１４ レール
１５、６０ 増幅器
１６、６１ Ａ／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 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）
１０１ 物体面
１０２ スクリーン[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a phase information restoration method, a phase information restoration device, and a phase information restoration program used for constructing an image based on image information obtained by radiation imaging or the like. 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, only a low-contrast radiation image can be obtained for the soft part. Thus, the radiation imaging method is not appropriate as a method for visualizing a slight tissue difference in the soft part.
[0005]
Here, the information included in the radiation transmitted through the subject includes phase information in addition to the intensity information. In recent years, a phase contrast method for generating an image using this phase information has been studied. The phase contrast method is 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.
[0006]
The phase contrast method includes a method for obtaining a phase difference based on interference light generated by using an interferometer or a zone plate, and a method for obtaining a phase difference based on diffracted light. Among these, the diffraction method for obtaining the phase difference based on the diffracted light obtains the phase difference based on the following principle. For example, X-rays propagate through a substance as waves travel in the same way as light. The propagation speed varies depending on the refractive index of the substance. For this reason, when X-rays with the same phase are irradiated toward the subject, a difference occurs in the way the X-rays are transmitted due to the difference in tissue in the subject. As a result, the wavefront of the X-ray transmitted through the subject is distorted, so that diffraction fringes are generated in the X-ray image obtained based on the transmitted X-ray. The diffraction fringe pattern differs depending on the distance between the screen on which the X-ray is imaged and the subject and the wavelength of the X-ray. Therefore, by analyzing two or more X-ray images having different diffraction fringe patterns, the phase difference of X-rays generated at each position on the screen can be obtained. By converting this phase difference into lightness, an X-ray image in which the difference in tissue in the subject appears clearly can be obtained.
[0007]
In particular, in the radiation after passing through the soft part of the subject, the phase difference is larger than the intensity difference in the transmitted radiation due to the difference in the transmitted tissue. Differences can be visualized.
In order to use such a phase contrast method, imaging conditions in radiation imaging and techniques for restoring the phase from a diffraction fringe pattern are being studied.
[0008]
For example, “Noninterferometric quantitative phase imaging with soft x rays” (J. Optical Society of America A, Vol. 17, No. 10 (October 2000), pp. 1732-1743) by BE Allman et al. It is described that phase recovery is performed based on the image information obtained by performing the above, and an X-ray image is formed.
[0009]
In this document, TIE (transport of intensity equation), which is a basic equation for phase restoration, is used.
[Expression 1]

[0010]
Here, the principle of phase restoration will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 7, X-rays having a wavelength λ are emitted from the left side of the drawing, pass through the object plane 101, and enter the screen 102 separated from the object plane 101 by a distance z. At this time, the intensity of the X-ray 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.
[0011]
However, since it is difficult to solve such a TIE, the TIE has been mainly used in an approximate manner. For example, “Hard X-ray quantitative non-interferometric phase-contrast imaging” (SPIE Vol. 3659 (1999), p. 356-p. 364) by TE Gureyev et al. Describes image information obtained by hard X-ray imaging. It is described that an X-ray image is constructed by performing phase restoration based on the above.
[0012]
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]

[0013]
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.
[0014]
However, in such an approximate expression (4), when the approximation in which the second term ∇I (x, y) · ∇φ (x, y) in the right side included in the expression (3) is zero is not appropriate, There is a problem that the estimation accuracy of the phase φ (x, y) is deteriorated.
[0015]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, in view of the above points, an object of the present invention is to provide a phase information restoration method that can improve the estimation accuracy of a phase when a radiographic image is formed by a phase contrast method. It is another object of the present invention to provide a phase information restoration apparatus and a phase information restoration program for performing such a phase information restoration method.
[0016]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, the phase information restoration method according to the present invention restores the phase information of the radiation transmitted through the subject based on the image signal obtained by detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject. A method based on at least four image signals obtained by detecting radiation intensities in at least four parallel planes at different distances from the subject, each representing radiation image information in at least four planes. Step (a) for obtaining at least three first difference signals representing the difference between one image signal and another image signal, and representing the difference between the image signals in two directions orthogonal to each other in the plane for at least three image signals Obtaining a second difference signal and a third difference signal (b), at least three image signals and at least three first signals; Based on the third differential signal, comprising the step (c) to determine the phase of the Laplacian, and a step (d) to restore the phase information by applying an inverse Laplacian operation to the Laplacian of the phase.
[0017]
The phase information restoration device according to the present invention is a device for restoring phase information of radiation transmitted through a subject based on an image signal obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject, Based on at least four image signals obtained respectively by detecting radiation intensities in at least four parallel planes at different distances from each other and representing radiation image information in at least four planes, one image signal and the other At least three first difference signals representing differences from the image signal are obtained, and for at least three image signals, the second difference signal and the third difference representing the difference between the image signals in two directions orthogonal in the plane. Based on the difference processing means for obtaining a signal, at least three image signals and at least three first to third difference signals, A Laplacian processing means for obtaining the Laplacian comprises a reverse Laplacian process means for restoring the phase information by applying an inverse Laplacian operation to the Laplacian of the phase.
[0018]
Furthermore, the phase information restoration program according to the present invention is a program used for restoring the phase information of the radiation transmitted through the subject based on the image signal obtained by detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject. One image signal based on at least four image signals obtained by detecting radiation intensity in at least four parallel planes with different distances from the subject and representing radiation image information in at least four planes, respectively. A procedure for obtaining at least three first difference signals representing a difference between the image signal and another image signal, a second difference signal representing a difference between image signals in two directions orthogonal to each other in a plane, and at least three image signals; A procedure for obtaining a third difference signal, at least three image signals, and at least three first to third difference signals; Based on a procedure for determining the phase of the Laplacian, and a procedure for restoring the phase information to be executed by the CPU by applying an inverse Laplacian operation to the Laplacian of the phase.
[0019]
According to the present invention, when the phase restoration formula is used, approximation is not performed except for the difference coefficient portion of the intensity, so that phase restoration with high accuracy can be performed.
[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.
[0021]
FIG. 1 is a block diagram showing an X-ray imaging system including a phase information restoration apparatus according to an embodiment of the present invention. The X-ray imaging system includes an imaging unit 1 that outputs detection data representing image information related to a subject by irradiating the subject with X-rays, a phase information restoration device 2 that generates image data based on the detection data, an image It has the display part 3 which displays a visible image based on data, and the output part 4 which prints out a visible image on a film etc.
[0022]
  FIG. 2 is a schematic diagram illustrating the configuration of the imaging unit 1.Radiation source11 generates a radiation beam having high coherence and monochromaticity.Radiation sourceIt is desirable to use Here, the beam having high monochromaticity mainly means a beam having a single wavelength. For this reason, in this embodiment,Radiation source11 Radiation that generates X-rayslight sourceIs used. Synchrotron radiation is generated by accelerating electrons or bending the direction of electron travel.Electromagnetic waveI mean.Radiation sourceX-rays generated from 11 pass through the subject 10 and enter the sensor 12.
[0023]
The sensor 12 detects incident X-rays. As the sensor 12, for example, a two-dimensional sensor having a plurality of detection elements that convert the intensity of irradiated X-rays into an electrical signal and output the same, such as a CCD (coupled charge device). The detection signal output from the sensor 12 is amplified by the amplifier 15, converted into a digital signal (detection data) by the A / D converter 16, and output to the phase information restoration device 2.
[0024]
The sensor 12 is held by the holding unit 13. The holding unit 13 is supported on the rail 14 in a movable state. The position of the holding unit 13 is controlled by a control unit of the phase information restoring device 2 described later, and the distance between the subject 10 and the sensor 12 is changed by this control. Hereinafter, the distance between the subject 10 and the sensor 12 is referred to as an imaging distance.
[0025]
Referring again to FIG. 1, the phase information restoration device 2 is configured such that the difference coefficient between the storage unit 21 that temporarily stores the detection data output from the imaging unit 1 and the detection data with different imaging distances or the same imaging. A difference processing unit 22 for obtaining a difference coefficient in the distance detection data, a Laplacian processing unit 23 for calculating a value corresponding to a phase Laplacian, an inverse Laplacian processing unit 24 for performing an inverse Laplacian operation for performing phase restoration, and restoration The image processing unit 25 that generates image data based on the phase information thus obtained, and the control unit 26 that controls the imaging distances in the above-described units 21 to 25 and the imaging unit 1 are provided. The phase information restoring device 2 may be constituted by a digital circuit, or may be constituted by software and a CPU. In that case, the control unit 26 including the CPU processes the detection data based on the phase information restoration program recorded on the recording medium 27. The recording medium 27 corresponds to a flexible disk, hard disk, MO, MT, RAM, CDROM, DVDROM, 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 phase information restoration device 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 principle of the phase information restoration method according to the present invention will be described. The phase information restoration method according to the present invention is a method for constructing a visible image by a phase contrast method, and based on a plurality of diffraction fringe images obtained for a subject, a phase restoration basic equation TIE (transport of intensity equation) Phase recovery is performed using.
[0028]
By transforming the TIE shown in the following equation (5), equation (6) is obtained.
[Equation 5]

[Formula 6]

Here, I (x, y) is detection data indicating the intensity of diffracted light at a position (x, y) on the surface at a distance z to the subject.
[0029]
In the equation (6), the Laplacian of the phase φ (x, y) to be obtained²φ (x, y) and gradient (∂φ (x, y) / ∂x, ∂φ (x, y) / ∂y) are unknown. Therefore, if at least three gradients of diffracted light intensity ∇I = (∂I / ∂x, ∂I / ∂y, 強度 I / ∂z) can be obtained, equation (6) can be solved.
[0030]
In equation (6), the diffracted light intensity gradient 強度 I₁~ ∇I_ThreeSubstituting the components of and further using a matrix, equation (7) is obtained.
[Expression 7]

Equation (7) can be solved by using an inverse matrix, for example.
[0031]
Thus, in this embodiment, in order to improve the accuracy of phase restoration, the approximation in TIE is minimized, and the calculation is simplified by using the matrix format.
[0032]
Next, the phase information restoration method according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 3 is a flowchart showing the phase information restoration method according to the first embodiment of the present invention. In the present embodiment, as shown in FIG. 2, a visible image is configured using detection data representing six diffraction fringe images picked up at different imaging distances.
[0033]
First, in step S1, X-ray imaging is performed. That is, as shown in FIG.₁The sensor 12 is arranged at a position where X is X-ray imaging by irradiating the subject 10 with X-rays. Next, the imaging distance is (z₁+ Δz₁The sensor 12 is moved to a position to be X) and X-ray imaging is performed. Similarly, the imaging distance is z₂, (Z₂+ Δz₂), Z_ThreeAnd (z_Three+ Δz_ThreeThe sensor 12 is arranged at a position where the Thereby, detection data representing a diffraction fringe image is obtained.
[0034]
By the X-ray imaging in step S1, the detection data I₁(X, y), I₁'(X, y), I₂(X, y), I₂'(X, y), I_Three(X, y) and I_Three'(X, y) is sequentially input to the phase information restoring device 2. Here, the detection data I₁(X, y) is the imaging distance z₁It represents the intensity of diffracted light at a position (x, y) on the surface. Similarly, detection data I₁'(X, y), I₂(X, y), I₂'(X, y), I_Three(X, y) and I_Three'(X, y) is the imaging distance (z₁+ Δz₁), Z₂, (Z₂+ Δz₂), Z_ThreeAnd (z_Three+ Δz_Three) Represents the intensity of the diffracted light at the position (x, y) on the surface. These detection data are sequentially stored in the storage unit 21 of the phase information restoring device 2.
[0035]
Next, in steps S <b> 2 to S <b> 6, the phase information restoring device 2 restores the phase based on the detection data stored in the storage unit 21.
First, in step S2, the difference processing unit 22 uses the following equation (8) to detect the detection data I._NAnd detection data I_NA difference coefficient from 'is obtained. Where Δz_N= Z_N'-Z_NIt is. N = 1, 2, and 3.
[Equation 8]

[0036]
Next, in step S3, the Laplacian processing unit 23 performs gradients ∂I (x, y) / ∂x and ∂I (x, y) / ∂y on the xy plane of the detection data for each position (x, y). And a 3-by-3 matrix A (x, y) shown in Equation (9) is created.
[Equation 9]

Further, the Laplacian processing unit 23 creates a vector D (x, y) shown in Expression (10) based on the difference coefficient obtained by Expression (8).
[Expression 10]

[0037]
Next, in step S4, the Laplacian processing unit 23 uses the matrix A (x, y) and the vector D (x, y) obtained by the equations (9) and (10) to obtain a matrix relational expression (11 )
## EQU11 ##

[0038]
Further, in step S5, the Laplacian processing unit 23 multiplies both sides of the equation (11) by the inverse matrix of the matrix A (x, y) from the left side as shown in the equation (12), thereby obtaining the vector Φ (x, y) is determined.
[Expression 12]

The first component of this vector Φ (x, y) is the phase Laplacian²This corresponds to φ (x, y).
[0039]
Next, in step S6, the inverse Laplacian processing unit 24 calculates the phase Laplacian f (x, y) = ∇ obtained in step S5.²A 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 (13).
[Formula 13]

Here, u and v are spatial frequencies corresponding to x and y.
[0040]
Accordingly, the phase φ (x, y) is expressed as shown in Expression (14).
[Expression 14]

[0041]
By using this equation (14), inverse Laplacian calculation can be performed. That is, f (x, y) is Fourier-transformed and {−4π²(U²+ V²)}^-1And further inversely Fourier transform this to obtain the restored phase φ (x, y).
[0042]
Here, within the range where | u | and | v | are equal to or less than a predetermined value, {−4π²(U²+ V²)}^-1May be calculated in advance and used when performing the calculation shown in Equation (14). That is, when the predetermined value const is set, the value of the following expression is used in Expression (14) when | u |, | v | ≦ const.
{-4π²(U²+ V²)}^-1= (Pre-calculated value)
In the case of | u |, | v |> const, the value of the following expression is used in Expression (14).
{-4π²(U²+ V²)}^-1= 0
Thereby, the inverse Laplacian calculation can be performed at high speed.
[0043]
In step S7, the image processing unit 25 generates image data based on the restored 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 S8, the display unit 3 and the output unit 4 display a visible image on a screen, a film, or the like based on the image data generated in this way.
[0044]
In this embodiment, the method of restoring the phase using three difference coefficients obtained from six interference fringe images picked up at different imaging distances has been described. However, seven or more interference fringe images are used. The phase may be restored using four or more difference coefficients obtained from the above. Further, with respect to Expression (11), as shown in Expression (15), a vector Φ (x, y) is obtained using the least square method, and the phase is restored based on this vector Φ (x, y). good.
[Expression 15]

[0045]
Furthermore, as shown in the following equation (16), without using an inverse matrix, the components in equation (11)²You may calculate only a location required in order to obtain | require (phi) (x, y).
[Expression 16]

[0046]
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, a particle beam including an electron beam can be used.
[0047]
  Furthermore, in the present embodiment, radiation is emitted when the subject is imaged.light sourceProduces a beam that is not synchrotron radiationRadiation sourceMay 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. In addition,Radiation sourceAsPoint radiation sourceIs used, it is desirable to correct including the enlargement ratio when data processing is performed in the phase information restoration apparatus.
[0048]
Next, a modification of the X-ray imaging system including the phase information restoring device according to the embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The X imaging system shown in FIG. 4 has a reading unit 5 and an imaging unit 6. About another structure, it is the same as that of the X-ray imaging system shown in FIG.
[0049]
In the imaging unit 6, a stimulable phosphor sheet (recording sheet) is used as a screen used for recording image information, instead of the sensor 12 in the imaging unit 1 shown in FIG.
A stimulable phosphor (accumulative phosphor) is a part of its radiation energy that is stored when irradiated with radiation, and then when it is irradiated with excitation light such as visible light, it emits according to the stored energy. It is a substance. When a radiation image of a subject such as a human body is imaged and recorded on the sheet coated with the photostimulable phosphor, and this photostimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as laser light, the photostimulated emission light is generated. Detection data can be obtained by photoelectrically reading. After appropriately processing this detection data, it can be output to a display such as a CRT or printed on a film by a laser printer or the like to display a radiation image as a visible image.
[0050]
The reading unit 5 shown in FIG. 4 is used to read a radiation image recorded on a recording sheet. Here, the configuration and operation of the reading unit 5 will be described with reference to FIG. The recording sheet 50 on which the image information is recorded is set at a predetermined position of the reading unit 5. The recording sheet 50 is conveyed in the arrow Y direction by sheet conveying means 52 driven by a motor 51. On the other hand, the beam L1 oscillated from the laser light source 53 is reflected and deflected by a rotating polygon mirror 55 that is driven by a motor 54 and rotates at high speed in the direction of the arrow, and passes through a converging lens 56. Thereafter, the beam L1 changes the optical path by the mirror 57 and scans the recording sheet 50 in the arrow X direction. 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 stored and recorded radiation image information is emitted from the irradiated portion. The stimulated emission light L3 is guided by a light guide 58 and is detected photoelectrically by a photomultiplier (photomultiplier tube) 59. The analog signal output from the photomultiplier 59 is amplified by the amplifier 60 and digitized by the A / D converter 61. The detection data output from the A / D converter 61 is input to the phase information restoration device 2.
[0051]
The imaging unit 6 performs radiation imaging using a plurality of recording sheets at different imaging distances, and the reading unit 5 reads image information from each recording sheet, thereby obtaining a plurality of interferences obtained at different imaging distances. Image information representing a fringe image is obtained. The phase information restoration device 2 performs phase restoration based on this image information to generate image data. The processing in the phase information restoring device 2 is the same as that described with reference to FIG.
[0052]
Next, a phase information restoration method according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1, 3, and 6. FIG. FIG. 6 is a diagram for explaining the phase information restoration method according to the present embodiment, and shows a state of X-ray imaging in the imaging unit. In the phase information restoration method according to the present embodiment, a visible image is configured based on image information representing four diffraction fringe images picked up at different imaging distances.
[0053]
  First, in step S1, X-ray imaging is performed. That is, as shown in FIG.₁The sensor 12 is arranged at a position where X is X-ray imaging by irradiating the subject 10 with X-rays. Subsequently, the imaging distance is z₂The sensor 12 is moved to the position where X is X-ray imaging in the same manner. Furthermore, the imaging distance is z₃And z₄The sensor 12 is arranged at a position where X is X-ray imaging in the same manner. This represents the diffraction fringe imageDetection dataIs obtained.
[0054]
By the X-ray imaging in step S1, the detection data I₁(X, y), I₂(X, y), I_Three(X, y) and I_Four(X, y) are sequentially input to the phase information restoring device 2 and stored in the storage unit 21. Here, the detection data I₁(X, y) is the imaging distance z₁It represents the intensity of diffracted light at a position (x, y) on the surface. Detection data I₂(X, y) to I_FourThe same applies to (x, y).
[0055]
  Next, in step S2, the difference processing unit 22 uses the following equation (17) to detect the detected data.I _N WhenDetection dataI _{N + 1} A difference coefficient from 'is obtained. Here, N = 1, 2, and 3.
[Expression 17]

  The processes in S3 to S8 are the same as described with reference to FIG.
[0056]
In the present embodiment, the phase is restored using three difference coefficients obtained from four interference fringe images picked up at different imaging distances, but four or more images are used for four. The phase may be restored based on one or more difference coefficients.
[0057]
【The invention's effect】
According to the present invention, the approximation in TIE is minimized, and the calculation process is performed using a matrix. Therefore, highly accurate phase restoration can be easily performed. Therefore, a visible image with good image quality can be obtained by the phase contrast method.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing an X-ray imaging system including a phase information restoration apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a configuration of an imaging unit illustrated in FIG.
FIG. 3 is a flowchart showing a phase information restoration method according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a block diagram showing a modified example of an X-ray imaging system including a phase information restoring device according to an 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 a phase information restoration method according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram for explaining the principle of phase restoration;
[Explanation of symbols]
  1, 6 Imaging unit
  2 Phase information restoration device
  3 Display section
  4 Output section
  5 Reading section
  10 Subject
  11Radiation source
  12 sensors
  13 Holding stand
  14 rails
  15, 60 amplifier
  16, 61 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 motor
  52 Sheet conveying means
  53 Laser light source
  54 Motor
  55 Rotating polygon mirror
  56 Converging lens
  57 Mirror
  58 Light guide
  59 Photomultiplier (photomultiplier tube)
  101 Object surface
  102 screens

Claims (7)

放射線撮像システムにおいて、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた画像信号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方法であって、
被写体からの距離が異なる平行な少なくとも４つの平面において放射線の強度を検出することにより得られ、前記少なくとも４つの平面における放射線画像情報をそれぞれ表す少なくとも４つの画像信号に基づいて、１つの画像信号と他の画像信号との差分を表す第１の差分信号を少なくとも３つ求めて、これら第１差分信号を要素とするベクトルＤを作成するステップ（ａ）と、
少なくとも３つの画像信号について、前記平面内で直交する２方向に関する画像信号の差分を表す第２の差分信号及び第３の差分信号を求めて、これら画像信号と第２差分信号と第３差分信号を要素とする行列Ａを作成するステップ（ｂ）と、
κを波数としてΦ＝ - κＡ ^−１ Ｄの関係式からベクトルΦを求め、ベクトルΦの成分として位相のラプラシアンを求めるステップ（ｃ）と、
位相のラプラシアンに逆ラプラシアン演算を施すことにより位相情報を復元するステップ（ｄ）と、
を具備する位相情報復元方法。 The radiographic system, there a way to restore using the basic formula TIE image signal obtained based-out phase recovery by detecting the intensity of radiation transmitted through an object, the phase information of radiation transmitted through an object And
One image signal based on at least four image signals obtained by detecting the intensity of radiation in at least four parallel planes at different distances from the subject, each representing radiation image information in the at least four planes; Obtaining at least three first difference signals representing differences from other image signals, and creating a vector D having these first difference signals as elements ;
For at least three image signals, a second difference signal and a third difference signal representing the difference between the image signals in two directions orthogonal to each other in the plane are obtained , and the image signal, the second difference signal, and the third difference signal are obtained. (B) creating a matrix A having as elements
[Phi = a κ as wavenumber - seek vector [Phi relational expression of κA ^{-1 D,} and step (c) to determine the phase of the Laplacian as components of the vector [Phi,
Restoring the phase information by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the phase;
A phase information restoration method comprising: 請求項１記載の位相情報復元方法において、ステップ（ｃ）で使用する関係式がΦ＝2. The phase information restoring method according to claim 1, wherein the relational expression used in step (c) is Φ = -- κ（Ａκ (A ^ｔt Ａ）A) ^−１-1 ＡA ^ｔt Ｄであることを特徴とする位相情報復元方法。A phase information restoration method, wherein the phase information is D. ステップ（ｃ）が、３つの画像信号及び３つの第２及び第３の差分信号を成分とする行列を用いて、位相のラプラシアンを求めることを含む、請求項１記載の位相情報復元方法。Step (c), using a matrix to three image signals及beauty three second and third differential signal components, and determining the phase of the Laplacian, the phase information restoring method according to claim 1, wherein . 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画像信号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装置であって、
被写体からの距離が異なる平行な少なくとも４つの平面において放射線の強度を検出することにより得られ、前記少なくとも４つの平面における放射線画像情報をそれぞれ表す少なくとも４つの画像信号に基づいて、１つの画像信号と他の画像信号との差分を表す第１の差分信号を少なくとも３つ求めてこれら第１差分信号を要素とするベクトルＤを作成すると共に、少なくとも３つの画像信号について、前記平面内で直交する２方向に関する画像信号の差分を表す第２の差分信号及び第３の差分信号を求めてこれら画像信号と第２差分信号と第３差分信号を要素とする行列Ａを作成する差分処理手段と、
少なくとも３つの画像信号及び少なくとも３つの第１〜第３の差分信号に基づいて、κを波数としてΦ＝ - κＡ ^−１ Ｄの関係式から求めたベクトルΦの成分として位相のラプラシアンを求めるラプラシアン処理手段と、
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情報を復元する逆ラプラシアン処理手段と、
を具備する位相情報復元装置。ここで、κは波数である。 Using the basic formula TIE image signal obtained based-out phase recovery by detecting the intensity of radiation transmitted through an object, a device which restores the phase information of radiation transmitted through an object,
One image signal based on at least four image signals obtained by detecting the intensity of radiation in at least four parallel planes at different distances from the subject, each representing radiation image information in the at least four planes; At least three first difference signals representing differences from other image signals are obtained , and a vector D having these first difference signals as elements is generated , and at least three image signals are orthogonal to each other in the plane. Difference processing means for obtaining a second difference signal and a third difference signal representing the difference between the image signals with respect to the direction, and creating a matrix A having these image signals, the second difference signal, and the third difference signal as elements ;
Based on at least three image signals and at least three of the first to third differential signals, [Phi = a κ as wavenumber - Laplacian process of obtaining the phase of the Laplacian as components of the vector [Phi calculated from a relational expression κA ^{-1 D} Means,
An inverse Laplacian processing means for restoring phase information by performing an inverse Laplacian operation on the phase Laplacian;
A phase information restoration device comprising: Here, κ is the wave number. 請求項３記載の位相情報復元装置において、ラプラシアン処理手段で使用する関係式がΦ＝4. The phase information restoring apparatus according to claim 3, wherein the relational expression used in the Laplacian processing means is Φ = -- κ（Ａκ (A ^ｔt Ａ）A) ^−１-1 ＡA ^ｔt Ｄであることを特徴とする位相情報復元装置。A phase information restoration device, wherein 前記ラプラシアン処理手段が、３つの画像信号及び３つの第２及び第３の差分信号を成分とする行列の逆行列を用いて、位相のラプラシアンを求める、請求項３記載の位相情報復元装置。The Laplacian processing means, using the inverse matrix of the three image signals及beauty three second and third differential signal to a component matrix, determining the phase of the Laplacian, the phase information restoring apparatus according to claim 3, wherein. 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画像信号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ために用いられるプログラムであって、
被写体からの距離が異なる平行な少なくとも４つの平面において放射線の強度を検出することにより得られ、前記少なくとも４つの平面における放射線画像情報をそれぞれ表す少なくとも４つの画像信号に基づいて、１つの画像信号と他の画像信号との差分を表す第１の差分信号を少なくとも３つ求めてベクトルＤを作成する手順と、
少なくとも３つの画像信号について、前記平面内で直交する２方向に関する画像信号の差分を表す第２の差分信号及び第３の差分信号を求めて行列Ａを作成する手順と、
少なくとも３つの画像信号及び少なくとも３つの第１〜第３の差分信号に基づいて、κを波数として、Φ＝-κＡ^−１ＤまたはΦ＝-κ（Ａ^ｔＡ）^−１Ａ^ｔＤの関係式からベクトルΦを求め、ベクトルΦの成分として位相のラプラシアンを求める手順と、
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情報を復元する手順と、
をＣＰＵに実行させる位相情報復元プログラム。A program used to restore phase information of radiation transmitted through a subject using a basic equation TIE for phase restoration based on an image signal obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject,
One image signal based on at least four image signals obtained by detecting the intensity of radiation in at least four parallel planes at different distances from the subject, each representing radiation image information in the at least four planes; Obtaining at least three first difference signals representing differences from other image signals to create a vector D;
For at least three image signals, a procedure for creating a matrix A by obtaining a second difference signal and a third difference signal representing a difference between image signals in two directions orthogonal in the plane; and
Based on at least three image signals and at least three first to third difference signals, the relationship of Φ = −κA ⁻¹ D or Φ = −κ (A ^t A) ⁻¹ A ^t D, where κ is a wave number A procedure for obtaining a vector Φ from the equation and obtaining a phase Laplacian as a component of the vector Φ,
A procedure for restoring phase information by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the phase;
Is a phase information restoration program that causes the CPU to execute.

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