(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
線源発射器（３１）、線源格子（Ｇ０）、ビームスプリッティング格子（Ｇ１）、分析格子（Ｇ２）および検出器（３２）を備え、
当該線源格子（Ｇ０）、ビームスプリッティング格子（Ｇ１）、分析格子（Ｇ２）及び検出器（３２）は、線源発射器（３１）の伝搬経路に順に設けられ、
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）は、周期が３０〜５０μｍであり、アスペクト比が２０以下であり、
物体（３３）を前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）の直後に密着して前記分析格子（Ｇ２）に向くように置いてイメージングし、
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）のデューティ比は、０．２〜０．４であることを特徴とするＸ線格子位相コントラストイメージング装置。
【請求項２】
前記線源発射器（３１）は、硬Ｘ線光源であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング装置。
【請求項３】
前記硬Ｘ線光源のエネルギーは、６０ｋｅＶより大きいことを特徴とする請求項２に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング装置。
【請求項４】
前記線源格子（Ｇ０）、ビームスプリッティング格子（Ｇ１）及び分析格子（Ｇ２）は、いずれも吸収格子であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング装置。
【請求項５】
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）のサイズは、１００ｍｍ×１００ｍｍより大きいことを特徴とする請求項１に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング装置。
【請求項６】
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）から前記分析格子（Ｇ２）までの距離は、１〜２ｍであることを特徴とする請求項１に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング装置。
【請求項７】
前記格子（Ｇ０、Ｇ１、Ｇ３）は、いずれも曲面格子であり、イメージングの視野範囲内に正入射条件を常に満たすことを特徴とする請求項１に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング装置。
【請求項８】
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）、分析格子（Ｇ２）は、いずれも２次元の格子であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング装置。
【請求項９】
線源格子（Ｇ０）、ビームスプリッティング格子（Ｇ１）、分析格子（Ｇ２）及び検出器（３２）を線源発射器（３１）の伝搬経路に順に設けるステップと、
物体（３３）をビームスプリッティング格子（Ｇ１）の直後に密着して、分析格子（Ｇ２）に向くように置くステップと、
線源格子（Ｇ０）が線源発射器（３１）からのビームソースを複数の独立なビームソースに分け、ビームスプリッティング格子（Ｇ１）が分析格子（Ｇ２）の平面に光強度アレイを生じ、物体（３３）のビームソースに対する屈折により強度アレイが横方向に移動し、分析格子（Ｇ２）によって検出され、検出器（３２）で記録可能な強度変化に変換するステップと、を含み、
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）は、周期が３０〜５０μｍであり、アスペクト比が２０以下であり、
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）のデューティ比は、０．２〜０．４であることを特徴とするＸ線格子位相コントラストイメージング方法。
【請求項１０】
前記線源発射器（３１）は、硬Ｘ線光源であることを特徴とする請求項９に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング方法。
【請求項１１】
前記硬Ｘ線光源のエネルギーは、６０ｋｅＶより大きいことを特徴とする請求項１０に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング方法。
【請求項１２】
前記線源格子（Ｇ０）、ビームスプリッティング格子（Ｇ１）及び分析格子（Ｇ２）は、いずれも吸収格子であることを特徴とする請求項９に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング方法。
【請求項１３】
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）のサイズは、１００ｍｍ×１００ｍｍより大きいことを特徴とする請求項９に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング方法。
【請求項１４】
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）から前記分析格子（Ｇ２）までの距離は、１〜２ｍであることを特徴とする請求項９に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング方法。
【請求項１５】
前記格子（Ｇ０、Ｇ１、Ｇ３）は、いずれも曲面格子であり、イメージングの視野範囲内に正入射条件を常に満たすことを特徴とする請求項９に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング方法。
【請求項１６】
前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）、分析格子（Ｇ２）は、いずれも２次元の格子であることを特徴とする請求項９に記載のＸ線格子位相コントラストイメージング方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医用イメージング、非破壊検査、公共セキュリティチェックなどの技術分野に関し、具体的には、Ｘ線格子位相コントラストイメージング装置及び方法に関し、特に、大視野、高コントラスト、低線量の硬Ｘ線格子位相コントラストイメージング装置及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来のＸ線イメージング技術において、画像コントラストは、物体のＸ線に対する吸収性質の相違から由来する。このため、このような技術は、金属、骨などの重元素からなる物体をイメージングする際に、非常に高い画像コントラストを取得することができる。しかしながら、主に炭素、水素、酸素などの軽元素からなる物体（例えば、人体組織、有機重合体材料など）をイメージングする際に、画像コントラストが低くて、有用な物体情報を取得することができない。
【０００３】
伝統的な吸収コントラストイメージングに対して、Ｘ線位相コントラストイメージング技術は、主に炭素、水素、酸素などの軽元素からなる物体をイメージングする際に、非常に高い画像コントラストを取得することができる。硬Ｘ線の波長帯域（１０〜１００ｋｅＶ）において、炭素、水素、酸素などの元素について、その屈折率の位相項はその吸収項の約１０００倍である（非特許文献１参照）。このため、軟部組織などの弱い吸収物質について、Ｘ線が物体を透過するときの位相シフト情報の測定は、振幅の減衰情報の検出よりも効果的である。Ｘ線位相コントラストイメージング技術は、Ｘ線が物体を透過した後の位相の変化量（即ち、位相シフト）を記録することによって画像コントラストを形成するイメージング技術であり、伝統的な吸収コントラストイメージングに比べて、位相コントラストイメージングは、より高い画像コントラスト、より低い放射線量を取得することができる。１９９０年代中期以来、理論及び試験方法の発展に伴い、Ｘ線位相コントラストイメージング技術は、医学、生物学、材料学などの複数の分野の探索研究に広く適用されている。
【０００４】
現在、硬Ｘ線位相コントラストイメージング方法は、主として、以下の４つの種類を有する：結晶干渉計イメージング（非特許文献２及び非特許文献３参照）、格子位相コントラストイメージング（非特許文献４及び非特許文献５参照）、回折向上イメージング（非特許文献６及び非特許文献７参照）、位相伝搬イメージング（非特許文献８及び非特許文献９参照）。その中で、結晶干渉計イメージング方法には、同期放射光源が要求され、イメージング視野が数ｃｍのみであり、イメージング装置の安定性が要求されるため（入射Ｘ線の波長のレベル）、臨床医学イメージングに適用されることができない。回折向上イメージング方法には、照明Ｘ線の単色性およびコリメート性が要求され、現在では主に同期放射光源において行われ、イメージング視野が結晶のサイズによって限られ、数ｃｍのみであるため、臨床医学診断などの分野の要求を満たせない。位相伝搬イメージング方法には、照明Ｘ線の空間コヒーレンスが要求され、常用なＸ線光源を利用できず、イメージング視野も数ｃｍのみであるため、臨床医学イメージングなどの分野に普及されることができない。
【０００５】
２００６年に、Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ（タルボ・ロー）干渉計の提出によって、硬Ｘ線位相コントラストイメージングの臨床適用に希望を持ってきた。Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計のイメージング原理は、Ｘ線位相格子による分数Ｔａｌｂｏｔ自己イメージング効果である。図１に示すように、空間部分のコヒーレントＸ線の照射によって、位相格子Ｇ１の後ろのいくつかの特定な距離には、その回折強度分布は横方向に周期的に変化しており、この現象は分数Ｔａｌｂｏｔ自己イメージングと呼ばれ、相応的な距離は分数Ｔａｌｂｏｔ距離と呼ばれる。その中、空間部分のコヒーレント照明には、位相格子Ｇ１の周期が照明Ｘ線の空間コヒーレントの長さ以下であることが要求される。
【０００６】
図２に示すように、Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計は、Ｘ線光源２１、線源格子Ｇ０、位相格子Ｇ１、吸収格子Ｇ２および検出器２２から構成されている。位相格子Ｇ１の位相シフトはπであり、周期ｐ１が照明Ｘ線の空間コヒーレントの長さＬｓより小さい必要がある。
Ｌｓ＝λＬ／ｓ
【０００７】
ただし、λは照明Ｘ線の波長であり、λ≦０．１ｎｍであり、ｓは照明Ｘ線光源のサイズである。Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計において、空間コヒーレントの長さＬｓが数μｍのみであるため、位相格子Ｇ１の周期ｐ１は数μｍのみである。吸収格子Ｇ２の周期ｐ２は、位相格子Ｇ１自己イメージングの周期と等しく、数μｍのみである。Ｇ１とＧ２との間隔は、位相格子Ｇ１のある次数の分数Ｔａｌｂｏｔ距離Ｄｎと等しい。
【０００８】
【数１】
0006529968.tif 000002
【０００９】
ただし、ｎは１、３、５などの正奇数であり、Ｔａｌｂｏｔの次数と呼ばれる。
【００１０】
Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計には、照明Ｘ線の単色性があまり要求されず、多色の常用なＸ線光源と組み合わせて位相コントラストイメージングを実現することができる。しかしながら、Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計装置には、原理及び方法の制約性があり、高エネルギー、大視野のイメージングを実現できず、実際に臨床医学診断などの分野に適用されることができない。
【００１１】
一方、Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計装置は、高エネルギー（＞６０ｋｅＶ）のイメージングを実現することができない。上記のように、Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計が、分数Ｔａｌｂｏｔ自己イメージング原理に基づくものであり、空間部分のコヒーレント照明が要求されるため、格子（Ｇ１とＧ２）の周期は、照明Ｘ線の空間コヒーレントの長さによって限られ、数μｍのみである（試験的な典型値は２〜８μｍである）。臨床医学診断などの応用において、動物、人体などの厚い試料を（数十ｃｍ）イメージングする必要があり、照明Ｘ線が十分に高いエネルギーを有し、高い透過率を保証することが必要である。例えば、照明Ｘ線のエネルギーが３０ｋｅＶである場合、水における透過の深さが３ｃｍのみである。Ｘ線のエネルギーが６０ｋｅＶとなると、水における透過の深さが３４ｃｍとなる。このため、臨床医学診断には、照明Ｘ線のエネルギーが６０ｋｅＶ以上であることが必要であり、これにより、十分に高いＸ線の透過率を保持することができる。このような高いエネルギー範囲において、９０％以上のＸ線の吸収率を実現するために、吸収格子（Ｇ２）における強い吸収材料（金、鉛など）の高さが数百μｍ以上である必要がある。金を例とすれば、照明Ｘ線のエネルギーが８０ｋｅＶである場合、格子の刻線高さが５４５μｍ以上であることが要求される。これにより、格子のアスペクト比（刻線の高さと幅との比）が数十乃至数百以上である。従来の微細加工技術では、このような設計要求を実現することができない。これは、Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計イメージング装置が臨床医学診断などの適用に克服できない課題である。
【００１２】
また、Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計には、μｍ周期の格子が要求され、現在では、数十ｍｍのサイズの物体に対するイメージングのみを実現でき、大視野（＞１００×１００ｍｍ２）のイメージングを実現することができない。以上のように、現在では、Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計は実験室研究に限られ、臨床医学イメージングなどの実際な適用分野に普及されることができない。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００１３】
【非特許文献１】Ｍｏｍｏｓｅ  Ａ、Ｆｕｋｕｄａ  Ｊ、「Ｐｈａｓｅ  ｃｏｎｔｒａｓｔ  ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｓ  ｏｆ  ｎｏｎｓｔａｉｎｅｄ  ｒａｔ  ｃｅｒｅｂｅｌｌａｒ  ｓｐｅｃｉｍｅｎ」、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．２２、３７５（１９９５）
【非特許文献２】Ｂｏｎｓｅ  Ｕ、Ｈａｒｔ  Ｍ、「Ａｎ  Ｘ−ｒａｙ  ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ」、Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．Ｌｅｔｔ．６、１５５（１９６５）
【非特許文献３】Ｍｏｍｏｓｅ  Ａ、Ｔａｋｅｄａ  Ｔ、Ｉｔａｉ  Ｙ、「Ｐｈａｓｅ‐ｃｏｎｔｒａｓｔ  Ｘ‐ｒａｙ  ｃｏｍｐｕｔｅｄ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  ｆｏｒ  ｏｂｓｅｒｖｉｎｇ  ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  ｓｏｆｔ  ｔｉｓｓｕｅｓ」、Ｎａｔ．Ｍｅｄ．２、４７３（１９９６）
【非特許文献４】Ｍｏｍｏｓｅ  Ａ、Ｋａｗａｍｏｔｏ  Ｓ、Ｋｏｙａｍａ  Ｉ、Ｈａｍａｉｓｈｉ  Ｙ、Ｔａｋａｉ  Ｋ、Ｓｕｚｕｋｉ  Ｙ、「Ｄｅｍｏｎｓｔｒａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｘ‐ｒａｙ  Ｔａｌｂｏｔ  ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ」、Ｊｐｎ．Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．４２（７Ｂ），Ｌ８６６（２００３）
【非特許文献５】Ｐｆｅｉｆｆｅｒ  Ｆ、Ｗｅｉｔｋａｍｐ  Ｔ、Ｂｕｎｋ  Ｏ等、「Ｐｈａｓｅ  ｒｅｔｒｉｅｖａｌ  ａｎｄ  ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ  ｐｈａｓｅ‐ｃｏｎｔｒａｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ｌｏｗ‐ｂｒｉｌｌｉａｎｃｅ  Ｘ‐ｒａｙ  ｓｏｕｒｃｅｓ」、Ｎａｔ．Ｐｈｙｓ．２，２５８（２００６）
【非特許文献６】Ｄａｖｉｓ  Ｔ  Ｊ、Ｇａｏ  Ｄ、Ｇｕｒｅｙｅｖ  Ｔ  Ｅ等、「Ｐｈａｓｅ‐ｃｏｎｔｒａｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｗｅａｋｌｙ  ａｂｓｏｒｂｉｎｇ  ｍａｔｅｒｉａｌｓ  ｕｓｉｎｇ  ｈａｒｄ  Ｘ‐ｒａｙｓ」、Ｎａｔｕｒｅ  ３７３、５９５（１９９５）
【非特許文献７】Ｃｈａｐｍａｎ  Ｄ、Ｔｈｏｍｌｉｎｓｏｎ  Ｗ、Ｊｏｈｎｓｔｏｎ  ＲＥ等、「Ｄｉｆｆｒａｃｔｉｏｎ  ｅｎｈａｎｃｅｄ  ｘ‐ｒａｙ  ｉｍａｇｉｎｇ」、Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．４２、２０１５（１９９７）
【非特許文献８】Ｓｎｉｇｉｒｅｖ  Ａ、Ｓｎｉｇｉｒｅｖａ  Ｉ、Ｋｏｈｎ  Ｖ、Ｋｕｚｎｅｔｓｏｖ  Ｓ、Ｓｃｈｅｌｏｋｏｖ  Ｉ、「Ｏｎ  ｔｈｅ  ｐｏｓｓｉｂｉｌｉｔｉｅｓ  ｏｆ  ｘ‐ｒａｙ  ｐｈａｓｅ  ｃｏｎｔｒａｓｔ  ｍｉｃｒｏｉｍａｇｉｎｇ  ｂｙ  ｃｏｈｅｒｅｎｔ  ｈｉｇｈ‐ｅｎｅｒｇｙ  ｓｙｎｃｈｒｏｔｒｏｎ  ｒａｄｉａｔｉｏｎ」、Ｒｅｖ．Ｓｃｉ．Ｉｎｓｔｒｕｍ．６６、５４８６（１９９５）
【非特許文献９】Ｗｉｌｋｉｎｓ  Ｓ  Ｗ、Ｇｕｒｅｙｅｖ  Ｔ  Ｅ、Ｇａｏ  Ｄ等、「Ｐｈａｓｅ‐ｃｏｎｔｒａｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｕｓｉｎｇ  ｐｏｌｙｃｈｒｏｍａｔｉｃ  ｈａｒｄ  Ｘ‐ｒａｙｓ」、Ｎａｔｕｒｅ  ３８４、３３５（１９９６）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
本発明は、従来のＸ線格子位相コントラストイメージング装置及び方法が高エネルギー（＞６０ｋｅＶ）、大視野（＞１００×１００ｍｍ２）のイメージングを実現できず、臨床医学診断などの分野に適用できないという技術課題を解決しようとするものである。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
上記技術課題を解決するために、本発明は、線源発射器、線源格子、ビームスプリッティング格子、分析格子および検出器を備え、当該線源格子、ビームスプリッティング格子、分析格子および検出器は、線源発射器の伝搬経路に順に設けられ、ビームスプリッティング格子は、周期が３０〜５０μｍであり、アスペクト比が２０以上であるＸ線格子位相コントラストイメージング装置を提出している。
【００１６】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記線源発射器（３１）は、硬Ｘ線光源である。
【００１７】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記硬Ｘ線光源のエネルギーは、６０ｋｅＶより大きい。
【００１８】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記線源格子（Ｇ０）、ビームスプリッティング格子（Ｇ１）及び分析格子（Ｇ２）は、いずれも吸収格子である。
【００１９】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）のデューティ比は、０．５より小さい。
【００２０】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）のサイズは、１００ｍｍ×１００ｍｍより大きい。
【００２１】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）から前記分析格子（Ｇ２）までの距離は、１〜２ｍである。
【００２２】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記格子（Ｇ０、Ｇ１、Ｇ３）は、いずれも曲面格子であり、イメージング視野範囲内に正入射条件を常に満たす。
【００２３】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）、分析格子（Ｇ２）は、いずれも２次元の格子である。
【００２４】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記線源発射器（３１）は、中性子発射器である。
【００２５】
また、本発明は、線源格子、ビームスプリッティング格子、分析格子及び検出器を線源発射器の伝搬経路に順に設けるステップと、物体をビームスプリッティング格子の直後に密着して、分析格子（Ｇ２）に向くように置くステップと、線源格子が線源発射器からのビームソースを複数の独立なビームソースに分け、ビームスプリッティング格子が分析格子の平面に光強度アレイを生じ、物体のビームソースに対する屈折により、強度アレイが横方向に移動し、分析格子によって検出され、検出器で記録可能な強度変化に変換するステップと、を含み、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）は、周期が３０〜５０μｍであり、アスペクト比が２０以下であるＸ線格子位相コントラストイメージング方法を更に提出している。
【００２６】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記線源発射器（３１）は、硬Ｘ線光源である。
【００２７】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記硬Ｘ線光源のエネルギーは、６０ｋｅＶより大きい。
【００２８】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記線源格子（Ｇ０）、ビームスプリッティング格子（Ｇ１）及び分析格子（Ｇ２）は、いずれも吸収格子である。
【００２９】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）のデューティ比は、０．５より小さい。
【００３０】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）のデューティ比は、０．２〜０．４である。
【００３１】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）のサイズは、１００ｍｍ×１００ｍｍより大きい。
【００３２】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）から前記分析格子（Ｇ２）までの距離は、１〜２ｍである。
【００３３】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記格子（Ｇ０、Ｇ１、Ｇ３）は、いずれも曲面格子であり、イメージング視野範囲内に正入射条件を常に満たす。
【００３４】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記ビームスプリッティング格子（Ｇ１）、分析格子（Ｇ２）は、いずれも２次元の格子である。
【００３５】
本発明のある好ましい実施形態によれば、前記線源発射器（３１）は、中性子発射器である。
【発明の効果】
【００３６】
本発明は、格子周期を増大し、ビームスプリッティング格子のデューティ比、物体から分析格子までの距離を最適化設計することによって、高画像コントラスト、低放射線量、大視野の位相コントラストイメージングの装置及び方法を提供し、そして、本発明は、常用な多色のＸ線光源及び従来の格子作製プロセスによって、実際な臨床に適用することができる。具体的には、本発明は以下の有益な効果を取得することができる。
１．空間コヒーレント及び単色照明が要求されず、常用な多色のＸ線光源を利用できる。
２．小さい格子アスペクト比（５〜２０）は、従来の格子作製プロセスで満たせるものである。
３．高画像コントラストは、現在の吸収コントラストの５〜１０倍である。
４．低放射線量は、現在の吸収コントラストイメージング放射線量の１０％〜２０％である。
５．高エネルギー、大視野の位相コントラストイメージングを実現できる。
【図面の簡単な説明】
【００３７】
【図１】従来技術の分数Ｔａｌｂｏｔ自己イメージング効果の模式図である。
【図２】従来技術のＸ線Ｔａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計の模式図である。
【図３】本発明の第１の実施例及び第２の実施例のＸ線格子位相コントラストイメージング装置の模式図である。
【図４】本発明の第３の実施例のＸ線格子位相コントラストイメージング装置の模式図である。
【図５】模型試料の画像コントラストが格子デューティ比に伴って変化する図である。
【図６Ａ】本発明による試験の結果を示し、空気環境におけるＰＭＭＡ円柱の伝統的な吸収コントラスト画像である。
【図６Ｂ】本発明による試験の結果を示し、格子デューティ比が０．２である場合の位相コントラスト画像である。
【図６Ｃ】本発明による試験の結果を示し、格子デューティ比が０．５である場合の位相コントラスト画像である。
【図６Ｄ】本発明による試験の結果を示し、上記３つの物体画像の横方向の断面線の比較である。
【図７Ａ】本発明による別の試験の結果であり、空気環境におけるＰＭＭＡ及びＰＯＭ円柱の屈折画像である。
【図７Ｂ】本発明による別の試験の結果であり、試料の屈折画像の横方向の断面線である。
【発明を実施するための形態】
【００３８】
本発明の目的、技術案及び利点をより明らかにするために、以下、具体的な実施例を組み合わせ、図面を参照して、本発明を更に詳細に説明する。
【００３９】
ビームスプリッティング格子のデューティ比を向上すると共に、物体から分析格子までの距離を増加することによって、本発明は、大周期の吸収格子を採用するＸ線格子位相コントラストイメージング装置及び方法を提出している。
【００４０】
本発明の第１の態様によれば、ビームスプリッティング格子のデューティ比を向上すると共に、物体から分析格子までの距離を増加することによって、高画像コントラストを取得することができる。大周期の吸収格子を採用することによって、微細加工技術によって広面積の吸収格子を作製することができ、これにより、大視野、高エネルギーのＸ線格子位相コントラストイメージングを実現することができる。
【００４１】
本発明の第２の態様によれば、ビームスプリッティング格子のデューティ比を向上すると共に、物体から分析格子までの距離を増加することによって、画像コントラストを低減せずに、放射線量を低減することができる。
【００４２】
本発明の第３の態様によれば、Ｘ線格子位相コントラストイメージング装置及び方法は、２次元のイメージングに適用されることができる。
【００４３】
本発明の第４の態様によれば、格子位相コントラストイメージング装置及び方法は、中性子格子位相コントラストイメージングに適用されることができる。
【００４４】
以下、本発明の発明を実施するための形態を説明する。
【００４５】
＜第１の実施例＞
【００４６】
図３は本発明の第１の実施例及び第２の実施例におけるＸ線格子位相コントラストイメージング装置の模式図である。図面に示すように、本発明のＸ線格子位相コントラストイメージング装置は、Ｘ線光源３１、線源格子Ｇ０、ビームスプリッティング格子Ｇ１、分析格子Ｇ２及び検出器３２を含む。その中、線源格子Ｇ０、ビームスプリッティング格子Ｇ１、分析格子Ｇ２及び検出器３２は、Ｘ線光源３１のＸ線の伝搬経路に順に設けられている。
【００４７】
本発明のイメージング原理は、Ｘ線吸収格子による幾何投影縞メカニズムであり、本質的には幾何光学原理に基づくものであり、波動光学に基づくものではない。図３に示すように、入射Ｘ線の照明ビームスプリッティング格子Ｇ１は、その後ろの幾何投影領域において、光強度分布が横方向に周期的に変化している。照明Ｘ線の空間コヒーレントの長さが数μｍのみであり、格子Ｇ１の周期（３０〜５０μｍ）より十分に小さいため、回折効果は無視出来るほど弱い。ビームスプリッティング格子Ｇ１の後ろの長い距離において、光強度の横方向の分布は周期的なものである。算出から分かるように、Ｇ１周期が５０μｍであり、照明Ｘ線の空間長さが５μｍである場合、Ｇ１の後ろの１ｍにおいて、光強度の分布も周期的なものであり、かつ、その周期はＧ１周期である。物体３３がＧ１の後ろに置かれた場合、物体の照明Ｘ線に対する屈折に起因してＧ１幾何投影像の局所がずれ、分析格子Ｇ２を介して、検出器３２で記録可能な光強度変化に変換される。物体の加入する前後の光強度変化を分析することによって、物体３３の吸収、位相及び散乱情報を取得することができる。
【００４８】
幾何光学原理によれば、吸収格子Ｇ１投影像の発生は、回折などの効果に依存していない。このため、本発明には、入射Ｘ線の空間コヒーレンスが要求されていない。そして、多色照明において、幾何投影像も現れており、かつ、高い視感度を有し、即ち、幾何投影像は入射Ｘ線の多色性にも鈍感している。このため、本発明の第１の実施例における格子位相コントラストイメージング装置のＸ線光源は、常用なＸ線光源を採用することができる。
【００４９】
本発明の第１の実施例によれば、格子Ｇ０、Ｇ１、Ｇ２はいずれも吸収格子である。吸収格子とは、照明Ｘ線が格子刻線によって全て吸収され、透過率が零である、という意味である。吸収格子は、フォトリソグラフィープロセスによってシリコンベースを作製し、金、鉛などの強い吸収材料を電気めっきすることによって得られる。この実施例では、吸収格子Ｇ２の代わりに、構造シンチレータを採用することができる。
【００５０】
図１に示すように、空間部分のコヒーレントＸ線の照射において、位相格子Ｇ１の後ろのいくつかの特定な距離には、その回折強度分布は横方向に周期的に変化している。この現象は、分数Ｔａｌｂｏｔ自己イメージングと呼ばれ、該当する距離は分数Ｔａｌｂｏｔ距離と呼ばれる。その中、空間部分のコヒーレント照明には、位相格子Ｇ１の周期が照明Ｘ線の空間コヒーレントの長さ以下であることが要求される。
【００５１】
本発明の第１の実施例によれば、格子Ｇ１、Ｇ２の周期は３０〜５０μｍであり、アスペクト比は２０以下である。本発明のＸ線格子位相コントラストイメージング装置は、吸収格子の幾何投影縞メカニズムに基づくものであり、即ち、Ｘ線の照射において、ビームスプリッティング格子Ｇ１の後ろの特定な距離（格子周期に依存する）には、Ｇ１投影像の強度分布が光軸に垂直する方向に沿って周期的に変化しており、この現象は幾何投影縞メカニズムと呼ばれる。本発明において、ビームスプリッティング格子Ｇ１の周期は、照明Ｘ線空間コヒーレントの長さによって限られず、３０〜５０μｍであってもよい。物体３３の照明Ｘ線に対する屈折に起因して、Ｇ１幾何投影像が横方向に局所的に変形してしまう。このような変形は、分析格子Ｇ２を介して、光強度の局所的な変化に変換し、Ｇ２の直後に密着して置かれる検出器３２によって記録されている。表１に示すように、８０  ｋｅＶでは、９０％のＸ線吸収率のために、５４５μｍの吸収層の厚さが要求され、該当する吸収格子（Ｇ１、Ｇ２）のアスペクト比が２０以下であり、それは、従来の微細加工技術によって実現することができる。これに対して、従来のＴａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計において、格子の周期は、一般的に５μｍより小さく、照明Ｘ線の空間コヒーレントの長さ以下である。このため、該当する格子のアスペクト比は１００以上であり、これは、従来の微細加工技術によって実現することができない。
【００５２】
本発明の第１の実施例によれば、格子周期が３０〜５０μｍであるため、従来の微細加工技術によって、広面積（＞１００×１００ｍｍ２）の吸収格子を作製でき、例えば、２００ｍｍ×４００ｍｍである吸収格子を本発明のビームスプリッティング格子Ｇ１及び分析格子Ｇ２として、大視野のイメージングを実現することができる。
【００５３】
以上のように、従来の微細加工技術では、本発明は、大視野（例えば、２００ｍｍ×４００ｍｍ）、高エネルギー（＞６０ｋｅＶ）のＸ線位相コントラストイメージングを実現でき、臨床医学などの実際な適用を実現することができる。
【００５４】
【表１】
0006529968.tif 000003
【００５５】
本発明の第１の実施例によれば、ビームスプリッティング格子Ｇ１、分析格子Ｇ２のデューティ比＜０．５であり、さらに、０．２〜０．４であることが好ましい。研究から分かるように、ビームスプリッティング格子Ｇ１の周期が３０〜５０μｍである場合、物体画像のコントラストが低減してしまう。物体画像コントラストの低下に補償するために（格子周期にほぼ反比例する）、格子Ｇ１のデューティ比を最適化設計している。図５は、物体の画像コントラストがビームスプリッティング格子Ｇ１のデューティ比に伴って変化することを示し、空気環境におけるＰＭＭＡ円柱を例として、格子Ｇ１のデューティ比が０．２である場合、画像コントラストは１２．８６％となる。従来のＴａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計方法において、格子Ｇ１のデューティ比は０．５であり、この場合、画像コントラストは４．３１％のみである。すなわち、Ｇ１のデューティ比が０．２である場合、物体画像コントラストは３倍以上になる。このため、本発明は、ビームスプリッティング格子Ｇ１のデューティ比を最適化することによって、物体の画像コントラストを向上している。
【００５６】
本発明の第１の実施例によれば、ビームスプリッティング格子Ｇ１から分析格子Ｇ２までの距離は、具体的な適用に応じて選択可能である。具体的な適用要求に応じて、画像コントラスト、露光時間、放射線量などの複数の要素を総合的に考慮し、Ｇ１とＧ２との距離ｄを最適化し、一般的には１〜２ｍであってもよい。
【００５７】
格子位相コントラストイメージングにおいて、露光時間などの影響が考慮されておらず、物体画像コントラストは、ビームスプリッティング格子Ｇ１から分析格子Ｇ２までの距離に比例している。従来のＴａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計において、ビームスプリッティング格子Ｇ１と分析格子Ｇ２との間隔は、ビームスプリッティング格子Ｇ１のある次数の分数Ｔａｌｂｏｔ距離と等しいべきであり、これによって、最高の画像コントラストを取得することができる。ビームスプリッティング格子Ｇ１の分数Ｔａｌｂｏｔ距離は、数ｃｍ〜数十ｃｍのみである。本発明によれば、ビームスプリッティング格子Ｇ１から分析格子Ｇ２までの距離は、適用の要求に応じて選択可能であり、一般的には１〜２ｍであり、これによって、画像コントラストは５〜１０倍になる。
【００５８】
本発明の第１の実施例によれば、格子Ｇ０、Ｇ１、Ｇ３はいずれも曲面格子である。イメージングの視野範囲内に正入射条件を常に満たし、常用なＸ線光源シリンダ又は球面波の照明において平面格子のエッジ部分の光透過が不均一であるという問題を効果的に解決し、大視野のイメージング（２００ｍｍ×４００ｍｍ）を実現し、例えば乳腺イメージングなどの臨床医学イメージングの要求を満たすことができる。
【００５９】
本発明の第１の実施例によれば、検出器３２は、光強度の変化を記録し、例えば電荷結合装置（ＣＣＤ）などの間接検出型を採用してもよいし、例えば半導体検出器などの直接検出型を採用してもよい。
【００６０】
本発明のＸ線格子位相コントラストイメージング装置によってイメージングする際に、図３に示すように、物体３３はビームスプリッティング格子Ｇ１の直後に密着して置かれる。線源格子Ｇ０は、常用なＸ線光源を複数の独立的なスリット光源に分けて、ビームスプリッティング格子Ｇ１は、分析格子Ｇ２の平面に光強度アレイを生じる。物体３３のＸ線に対する屈折により、光強度アレイが横方向に移動し、分析格子Ｇ２によって検出されて、検出器で記録可能な光強度変化に変換される。
【００６１】
＜第２の実施例＞
【００６２】
本発明の第２の実施例は、第１の実施例と同様なＸ線格子位相コントラストイメージング装置及び方法を採用しており、以下の点のみが異なっている。本発明の第２の実施例によれば、伝統的な吸収コントラストイメージングと同じＳＮ比の画像を取得するために、本発明の位相コントラストイメージング装置のＸ線光源３１の放射線量は、伝統的な吸収コントラストイメージングの２０％であり、すなわち、物体が受ける放射線量は、伝統的な吸収コントラストイメージングの１０％〜２０％である。
【００６３】
物体が受ける放射線量はイメージング方法のＳＮ比に直接に関連している。伝統的な吸収コントラストイメージング方法に比べて、硬Ｘ線位相コントラストイメージング方法の利点の１つは、物体の画像ＳＮ比の向上である。物体画像のＳＮ比は、
【００６４】
【数２】
0006529968.tif 000004
【００６５】
を満たしている。
【００６６】
ただし、ＳＮＲはＳＮ比を示し、Ｎは物体平面の照明Ｘ線の光子数を示し、Ｃは試料画像のコントラストを示す。硬Ｘ線の波長帯域において、炭素、水素、酸素、窒素などの人体組織の主要組成元素に対して、その屈折率の位相項は吸収項より少なくとも２桁ほど大きい。このため、硬Ｘ線の位相コントラストは、吸収コントラストより十分に大きい。現在の試験結果に基づいて、位相コントラストは少なくとも吸収コントラストの５倍である。即ち、Ｃ位相＝５＊Ｃ吸収
【００６７】
位相コントラストイメージング方法のＳＮ比が吸収コントラストイメージングのＳＮ比と等しい場合、ＳＮＲ位相＝ＳＮＲ吸収、
【００６８】
【数３】
0006529968.tif 000005
【００６９】
ということを取得することができる。
【００７０】
高コントラスト、低線量のＸ線位相コントラストイメージング方法において、物体がビームスプリッティング格子Ｇ１の直後に密着して置かれるため、分析格子Ｇ２の吸収による光子数の損失のみを考慮すればよい。格子Ｇ２のデューティ比が０．２であれば、等価光子数は、
【００７１】
【数４】
0006529968.tif 000006
【００７２】
を満たしている。
【００７３】
物体が受ける放射線量が等価光子数に比例するため、同じＳＮ比の画像を取得し、位相コントラストイメージングの放射線量は、伝統的な吸収コントラストイメージングの２０％である。
【００７４】
＜第３の実施例＞
【００７５】
図４は本発明の第３の実施例を示す。本発明に提出されるＸ線格子位相コントラストイメージング装置及び方法は、１次元の状況に適用されると共に、２次元の状況にも普及されることができる。図４に示すように、第１の実施例を基礎とし、ビームスプリッティング格子Ｇ１、分析格子Ｇ２はいずれも２次元の吸収格子である。ビームスプリッティング格子Ｇ１、分析格子Ｇ２は直接に作製され、あるいは、１次元の吸収格子の組み合わせによって得られる。
【００７６】
１次元の状況に類似するように、放射線量を低減するために、物体はビームスプリッティング格子Ｇ１の直後に密着して置かれる。物体のＸ線に対する屈折及び散乱によって、２次元の光強度アレイのｘ方向及びｙ方向における外乱が起こし、これらの外乱を分析することによって、物体の吸収、ｘ方向の屈折、ｙ方向の屈折、ｘ方向の散乱及びｙ方向の散乱などの複数の画像を抽出し、物体をより全体的に、正確的に表すことができる。
以下、本発明の試験過程及びデータを説明する。
【００７７】
１）試験的には、ビームスプリッティング格子Ｇ１と分析格子Ｇ２との横方向の相対シフトは、分析格子周期の１／４に固定される。この場合、イメージング装置が記録した物体画像コントラストが最高であり、必要とする放射線量が最低である。提出されるイメージング装置及び方法の可否を証明するために、一連の比較試験を行った。空気環境における直径が４ｍｍであるポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）円柱を試料として、Ｘ線の等価エネルギーは８０ｋｅＶであり、格子周期は３０μｍであり、格子Ｇ１からＧ２までの軸方向の距離は２ｍである。試料に対して、伝統的な吸収コントラストイメージング、格子のデューティ比が０．２である位相コントラストイメージング、および、格子のデューティ比が０．５である位相コントラストイメージングがそれぞれ行われ、結果を図６Ａ、図６Ｂ、図６Ｃにそれぞれ示している。異なるイメージング方法の画像コントラストを定量的に比較するために、図６Ｄは、図６Ａ〜図６Ｃの横方向の断面線の比較を示す。画像における統計ノイズの影響を除去するために、軸方向に沿って、断面線に対して平均化、背景正規化の処理を行う。図６Ｄに示すように、格子のデューティ比が０．２である場合、画像コントラストは２０．０６％となる。従来のＴａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計方法において、格子のデューティ比が０．５であり、この場合の画像コントラストは７．８３％のみである。伝統的な吸収コントラストイメージングにおいて、画像コントラストは４．３０％のみである。すなわち、格子のデューティ比が０．２である場合、伝統的な吸収コントラストイメージングに比べて、物体の画像コントラストは４．６７倍となる。従来のＴａｌｂｏｔ‐Ｌａｕ干渉計方法に比べて、画像コントラストは２．５６倍となる。このため、本発明の重要な利点の１つは、格子のデューティ比を最適化することによって、物体の画像コントラストを向上し、放射線量を低減することである。
【００７８】
２）試験に採集される原始画像には、物体の位相シフト情報が含まれると共に、物体の吸収情報及び散乱情報も含まれている。実際的な適用におけるコンピュータ断層再構成（ＣＴ）及び定量分析などには、純粋な物体の位相シフト情報を入力とすることが要求されている。このため、原始画像から物体の位相シフト情報を分離して取得する必要がある。本発明に提出される試験装置において、格子を横方向に走査し、異なる格子の相対位置に複数の画像を採集することによって、物体の吸収、位相シフト及び散乱情報の分離を実現することができる。
【００７９】
空気環境におけるポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）円柱及びポリオキシメチレン（ＰＯＭ）円柱を試料として、直径はそれぞれ５ｍｍ及び１０ｍｍである。格子の周期は５０μｍであり、デューティ比は０．３３であり、格子Ｇ１からＧ２までの距離は１ｍである。格子Ｇ２を横方向に走査し、それぞれの走査点に１枚の画像を記録する。記録された複数の画像を算出して、図７（ａ）に示すように、ＰＭＭＡ及びＰＯＭ円柱の屈折画像を取得する。本発明のイメージング装置の定量製を説明するために、図７（ｂ）には、試料の屈折画像の横方向の断面線を示す。その中、直径が１０ｍｍであるＰＭＭＡ円柱について、論理的な最大屈折角は１．５２μｒａｄであり、試験の測定値は１．４９μｒａｄである。両者は合致しているため、本発明のイメージング装置は物体の屈折情報を定量に取得することができる。
【００８０】
物体屈折角を定量的に抽出することを基礎とし、コンピュータ断層再構成（ＣＴ）アルゴリズムと組み合わせて、物体の屈折率の実部の３次元の空間分布を取得することができる、
【００８１】
【数５】
0006529968.tif 000007
【００８２】
ただし、δは物体の屈折率の実部であり、θｒ（χｒ，Θ，ｚ）は投影角Θで抽出される屈折角を示し、ρは空間周波数を示し、Ｆ−１は逆フーリエ変換を示す。以上のように、平行ビーム照明における３次元の断層再構成過程を説明している。より普遍的なファンビーム照明状況のために、変量切替方法によって３次元の断層再構成を完成できる。
【００８３】
以上に記載される具体的な実施例は、本発明の目的、技術案及び有益な効果を更に詳細に説明している。上記は本発明の具体的な実施例のみであり、本発明を制限しておらず、本発明の主旨および原則内におけるいずれの補正、等価置換、改善などが本発明の保護範囲に含まれることを、理解すべきである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
0006529968.tif 000014
【図６Ｃ】
0006529968.tif 000015
【図６Ｄ】
0006529968.tif 000016
【図７Ａ】
0006529968.tif 000017
【図７Ｂ】
0006529968.tif 000018