(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
試料に対しＸ線を照射するＸ線源と、
試料から放出されるＸ線を検出する検出器と、
検出器と、試料との直線距離を相対的に移動させ検出距離を変更するｄ軸移動手段と、
Ｘ線源および検出器と、試料とを相対的に回転させ検出方向を変更するθ移動手段と、
を含み、
試料に対し、θ及びｄ移動した位置において試料を透過したＸ線を検出し、その検出結果に基づいて半影の影響を除去することを特徴とするＸ線検査装置。
【請求項２】
請求項１に記載のＸ線検査装置において、
試料中の特定位置について検出した、検出距離および検出方向が異なるＸ線強度を積分し、この積分結果が平行照射による検出Ｘ線強度と同等になるように補正することによって半影の影響を除去することを特徴とするＸ線検査装置。
【請求項３】
請求項１または２に記載のＸ線検査装置において、
前記Ｘ線源は、放出するＸ線の波長が変更可能であることを特徴とするＸ線検査装置。
【請求項４】
請求項１〜３のいずれか１つに記載のＸ線検査装置において、
前記Ｘ線源は、対陰極Ｘ線源であることを特徴とするＸ線検査装置。
【請求項５】
請求項４に記載のＸ線検査装置において、
前記対陰極として、複数の材料のものが用意され、照射電子線をずらせて、対陰極が変更可能であることを特徴とするＸ線検査装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本件は、試料に対しＸ線をスキャンし、試料を検査するＸ線検査装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来より、物体の内部構造や人体の組織の検査などにＸ線を用いた検査装置が広く利用されている。例えば、マイクロＸ線ＣＴは医学・薬学の研究検体である小動物の微細構造観察に不可欠である。特に、骨の観察には立体構造の観察や生きたままの測定が可能な点で優れている。
【０００３】
【特許文献１】特開２００４−２４５６８５号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、Ｘ線の線源は幾何学的な点では無く、有限の大きさをもつため、Ｘ線の透過像は線源の広がりによる半影（ぼけ）を含んでいる。このため、透過像からＣＴ変換して得られる断面像にも半影が入り込み、微細構造の正確な抽出を妨げている。
【０００５】
たとえば骨細胞を中に含む骨小腔は５〜１０μｍの幅を持つ腔洞であるが、直径１μｍのＸ線源を用いたマイクロＣＴでも、実態を十分に抽出することはできない。しかし、再生医療、薬学研究などにおいては、細胞レベルの微細な生体形態変化を抽出し、定量化し、実験効果を測定することが重要である。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明は、試料に対しＸ線を照射するＸ線源と、試料から放出されるＸ線を検出する検出器と、検出器と、試料との直線距離を相対的に移動させ検出距離を変更するｄ軸移動手段と、Ｘ線源および検出器と、試料とを相対的に回転させ検出方向を変更するθ移動手段と、を含み、試料に対し、θ及びｄ移動した位置において試料を透過したＸ線を検出し、その検出結果に基づいて半影の影響を除去することを特徴とする。
【０００７】
また、試料中の特定位置について検出した、検出距離および検出方向が異なるＸ線強度を積分し、この積分結果が平行照射による検出Ｘ線強度と同等になるように補正することによって半影の影響を除去することが好適である。
【０００８】
また、前記Ｘ線源は、放出するＸ線の波長が変更可能であることが好適である。
【０００９】
また、前記Ｘ線源は、対陰極Ｘ線源であることが好適である。
【００１０】
また、前記対陰極として、複数の材料のものが用意され、照射電子線をずらせて、対陰極が変更可能であることが好適である。
【発明の効果】
【００１１】
このように、本発明によれば、半影の影響を除去することができ、より鮮明な画像を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、本発明の実施形態について、図面に基づいて説明する。
【００１３】
図１は、実施形態に係るＣＴ装置の構成を示す図である。
除振台１０上には弾性材料からなる除振部材１２を介し本体ベース１４が接地されている。この本体ベース１４上には、直線移動するリニアステージ１６が配置され、このリニアステージ１６上には、リニアステージ１６の表面上で回転する回転ステージ１８が設けられている。リニアステージ１６の直線移動がｄスキャン、回転ステージ１８の回転がθスキャンとなる。回転ステージ１８上には、検体ホルダ２６が設けられ、ここに検体（図示せず）が固定される。
【００１４】
一方、本体ベース１４上には、Ｘ線源２２およびＸ線検出器２０が配置されており、これらＸ線源２２およびＸ線検出器２０の間に検体ホルダ２６が配置されている。
従って、回転ステージ１８を回転することによって、検体がＸ線源２２およびＸ線検出器２０の間で回転され、またリニアステージ１６を駆動することで検体がＸ線源２２およびＸ線検出器２０のいずれか一方に近づけるように移動される。
【００１５】
Ｘ線源２２には、Ｘ線電源３０が電気的に接続されており、Ｘ線電源３０からの電力によってＸ線源２２がＸ線を出力し、これが検体２８に照射される。Ｘ線検出器２０には、Ｘ線検出器コントローラ３２が接続されており、このＸ線検出器コントローラ３２によって、Ｘ線検出器２０がコントロールされ、検出結果が信号処理器３４に供給される。この信号処理器３４の処理結果は半影補正器３６供給され、ここにおいて半影補正が行われる。半影補正された信号は、再構成・解析器３８に供給され、ここで得られた３次元のＸ線像が再構成され、また各種解析がなされる。また、システムコントローラ４０が設けられており、各部の動作をこのシステムコントローラ４０が制御する。
【００１６】
ここで、信号処理器３４は、波長λのＸ線によるＸ線画像Ｉλと波長が変更されたＸ線画像Ｉμを除算し、Ｉλ／Ｉμを得る除算器３４ａと、この除算結果Ｉλ／Ｉμを積分しΣＩλ／Ｉμを得る積分器３４ｂを有している。これによって、上述するコントラストの改善が図られる。
【００１７】
このような構成によって、Ｘ線源２２からのＸ線を検体２８に照射し、Ｘ線検出器２０によって、検体２８を透過したＸ線を検出して、検体２８のＸ線像を得る。ここで、θスキャンおよびｄスキャンをすることによって、Ｘ線検出器２０が検体２８のまわりを螺旋状に移動しながらＸ線像を得ることができる。さらに、本実施形態では、Ｘ線源２２において管電圧を変更することでＸ線波長を変更する。
【００１８】
すなわち、本実施形態では、
（１）θスキャン：検体に対し、Ｘ線源、検出器を３６０度又は１８０度回転させる。
（２）Ｖスキャン：Ｘ線波長（管電圧）を変えて撮影する。
（３）ｄスキャン：検体とＸ線源の距離を変えて撮影する。
という３次元スキャンによるＸ線ＣＴ画像をえる。
【００１９】
このように、３次元スキャンを行うことで、Ｘ線像のコントラストを向上させ、半影を低減させ、従来観察することのできなかった骨小腔などの微細構造物を観察することができる。
【００２０】
ここで、θスキャンは、検体２８の周囲各方向からのＸ線画像を得るものであり、従来より行われている。
【００２１】
「Ｖスキャンによるコントラスト向上方法」
波長の異なる画像間で比較演算（除算、引き算）及びこれらの積分を行い、検体部位の物質密度差を強調する。比較演算の入力画像は、透視像または透視像の空間微分画像を用いる。
【００２２】
なお、波長の変更は、Ｘ線発生管の管電圧を変更することで行えるが、対陰極を変更することも好適である。
【００２３】
例えば、対陰極をチタン（特性Ｘ線：２．７Å）、銅（特性Ｘ線：１．５Å）、銀（特性Ｘ線：０．５６Å）の３種類とし、対陰極と照射電子線の位置関係をずらして選択する。とくに、チタンを対陰極として用いた場合には、カルシュウム：Ｃａの吸収端（３．０Å）に接近しているため、非常に高いコントラストで骨の観察が可能となる。従来のＣＴで用いられていたＸ線は０．３Åと非常に短く、原理的にコントラストが付かない。また、Ｘ線源では、波長が５倍変えられ、従来のデーターとも比較可能である。
【００２４】
「波長間割算の例」
Ｉ＝Ｉ0（Σ（Ｉ（λ）／Ｉ（μ））  （λ，μεＡ）
ここで、Ｉ（λ）は波長λのＸ線画像、Ｉ0は定数、Ｉはコントラスト強調画像、Ａはコントラスト強調を行うλである。
【００２５】
また、μの関係式の例としては、λ＝λ０：一定、またはλ＝μ＋Δλ０：Δλ０一定などが考えられる。
【００２６】
特性Ｘ線の波長は、対陰極によって決まる。連続Ｘ線と特性Ｘ線で生ずる画像差異、または異なる特性Ｘ線により生ずる画像の差異からコントラストを強調する。
【００２７】
試料位置（ｘ，ｙ，ｚ）における規格化（ｎｏｒｍａｌｉｚｅ）された強度（Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）Ｉ（λｉ，ｘ，ｙ，ｚ）（ｉ＝０，１，２，……．）は、照射Ｘ線波長：λｉと印加電圧Ｖｉに対応する。
ΔＩ（λｉ，ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｉ（λｉ＋１，ｘ，ｙ，ｚ）／Ｉ（λｉ，ｘ，ｙ，ｚ）  ・・・  （式１）
Ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）＝ΣΔＩ（λｉ，ｘ，ｙ，ｚ）  ・・・  （式２）
（ｉ）ノイズの除去
λｉ毎に規格化（ｎｏｒｍａｌｉｚｅ）されたＩ（λｉ，ｘ，ｙ，ｚ）から算出したΔＩ（式１）を元に、ΔＩ（λｉ，ｘ，ｙ，ｚ）＞＞１、ΔＩ（λｉ，ｘ，ｙ，ｚ）＜＜１はノイズとみなし、除去する。
（ｉｉ）密度差のコントラストを強調
密度大の位置（ｘ，ｙ，ｚ）におけるΔＩは大なので、ΔＩ（λｉ，ｘ，ｙ，ｚ）を積分して、位置（ｘ，ｙ，ｚ）のＩｎｔｅｎｓｉｔｙとする（式２）。
これによって、密度差のコントラストを強調する。
【００２８】
「ｄスキャン画像を用いた半影除去方法」
ここで、本実施形態におけるＸ線ＣＴ画像の半影除去手法について、簡単に説明する。まず、拡がりを持つＸ線源の１つの画素をＳと置く。試料内の点Ｐ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）のＣＴ画像値Ｉ（Ｐ）を、点Ｐを通る全ての線源面素Ｓによる投影像Ｉ（Ｐ，Ｑ，Ｓ）（Ｑは直線ＳＰの投影スクリーン上の点）を集めることにより求める（この操作をディコンボリューションと呼ぶ。）
【００２９】
その際、以下のような方法によるディコンボリューションにより線源巾程度（〜１μｍ）の十分な高分解能を達成可能である。
（ｉ）投影像Ｉ（Ｐ，Ｑ，Ｓ）が平行光による投影像と等価となるように補正する。
（ｉｉ）補正により正確となった投影像Ｉ（Ｐ，Ｑ，Ｓ）から、Ｑの近傍の投影像をフィルターにより線源巾程度の分解能をもつ投影像に絞り込む。
（ｉｉｉ）線源巾程度に絞り込まれた近傍投影像を線源上の面素のうちＰを通る全てのＳについて集めることにより十分な空間分解能をもった局所的なＣＴ画像値Ｉ（Ｐ）を得る。
（ｉｖ）投影像Ｉ（Ｐ，Ｑ，Ｓ）がＱの近傍で線源巾程度の間隔で十分に与えられれば、（ｉ）〜（ｉｉｉ）により目標の高分解能をもつＩ（Ｐ）が得られる。この十分な分解能をもつＱの近傍の投影像Ｉ（Ｐ，Ｑ，Ｓ）を得るために、θスキャンにｄスキャンを加えた３Ｄスキャン方式のＣＴ撮像装置データを用いる。
【００３０】
なお、線源画素Ｓの平行光による投影像は例えばスクリーンの前面に格子状のＸ線不透過のグリッド状パターン描画フィルターを置き、形状既知の微小試料を用い平行Ｘ線のみによる透過像を得ることで可能となる。
【００３１】
次に、上述のような半影除去について、もう少し詳細に説明する。
【００３２】
Ｘ線源２０は点光源の集まりと考え、図２に示すように、一つの点Ｘ線源をＳと置く。Ｓからスクリーンへ下ろした垂線をＬ0、スクリーンとの交点をＱ0（ｘ0，ｙ0，ｚ0）と置く。
（１）試料中心を原点とする座標系を（ｘ，ｙ，ｚ）と置く
（２）試料上の点をＰ（ｘ，ｙ，ｚ）と置く。ここで、点Ｐと線源Ｓを結ぶ線分Ｌを考え、ＬのＬ0軸とのなす角をθ、ｄ＝ＰＳと置く。
（３）Ｑ0を原点とするスクリーンの座標系を（ｕ，ｖ，ｗ）と置く。
（４）線分Ｌとスクリーンとの交点をＱ（ｘ0，ｙ0，ｚ0，ｕ，ｖ，ｗ）と置く。また、Ｃ＝ＰＱと置く。ここでｕ，ｖ，ｗの近傍点を（ｕ’，ｖ’，ｗ’）とする。
（５）補正フィルター関数の決定
Ｘ線源Ｓによる試料のスクリーン上の透視像をＩ（ｘ0，ｙ0，ｚ0，ｕ，ｖ，ｗ）と置く。
【００３３】
ここで、物体上の点の単位体積当りの線吸収係数に相当するＣＴ画像値をＩ（ｘ，ｙ，ｚ）と置くと、Ｉ(x,y,z)＝∫ｆ(x,y,z,x0,y0,z0,u,v,w)◇Ｉ(x0,y0,z0,u,v,w)dx0dy0dz0dudvdwにより求める。
ここで、ｆはディコンボリューションのフィルター関数であり、次の方法で求める。また、◇はコンボリューション演算を示す。
【００３４】
ｆ◇Ｉはスクリーン上の点(x0,y0,z0,u,v,w)の回りのフィルター関数ｇ(x,y,z,x0,y0,z0,u,v,w,u',v',w')を用い次のように書ける。
［数１］
ｆ(x,y,z, x0,y0,z0,u,v,w,)◇Ｉ(x0,y0,z0,,u,v,w)
＝∫ｇ(x,y,z,x0,y0,z0,u,v,w, x0',y0',z0',u',v',w')・Ｉ(x0',y0',z0',u',v',w')
dx0'dy0'dz0'du'dv'dw'
【００３５】
ここでｇを次のように仮定する。
［数２］
ｇ(x,y,z,x0,y0,z0,u,v,w,x0,y0,z0,u',v',w')
＝ｆ1(d,θ,c)ｆ2(x0'-x0,y0'-y0,z0'-z0)・ｆ3(u'-u, v'-v, w'-w)
ここに、ｆ1は補正ファクター即ち、点ＰにおけるＬ方向の単位断面積当りの光量を、点ＰのＬ0上への射影点Ｐ’上のＬ0方向単位断面積当りの光量と等価及び検出立体角が等価になるように補正するファクター。積分dx0dy0dz0dudvdwはx,y,zを通る全ての線源Ｓについて行われる。
【００３６】
ここで、一例としては、
［数３］
ｆ1(d,θ,c)＝（１／ｄ2ｃｏｓ2θ）・（（ｃ＋ｄ）／ｃｏｓθ）
が上げられる。
【００３７】
ここで、ｆ2,ｆ3はディコンボリューション用ハット関数である。
【００３８】
ｆ2,ｆ3の例として、既知の微小形状物体を撮影し、補正像の画像値がＬ0方向の投影像と同一になるように定める。Ｌ0方向の投影像は例えば検出器前に格子状のＸ線透過のグリッド状パターン描画フィルターを設置し、平行光のみを通す方法によって得られる。
例としては、図３に示すように、
【数４】
0004601571.tif 000002
ｆ2(x0,y0,z0)＝ｈ(x0)・ｈ(y0)・ｈ(z0)
ｆ3(u,v,w)＝ｈ(u)・ｈ(v)・ｈ(w)
ａの初期値＝１、ｂの初期値＝線源の巾の１／２とし、ａ，ｂをｘ0，ｙ0，ｚ0,ｕ，ｖ，ｗ，についてそれぞれ補正像最適値となる値ax0,ay0,az0,bx0,by0,bz0,au,av,aw,bu,bv,bwを求める。
【００３９】
実施形態のＸ線検査装置は、次のような分野において利用可能である。
（ｉ）骨質の評価装置として、医学、薬学研究、再生医療分野で使用。
（ｉｉ）薬効を評価する薬理分野。
（ｉｉｉ）ガン研究、ガン発症モデルに対し、ガン組織の微細構造解析。
（ｉｖ）ナノ構造研究分野（ポリマー、ナノ構造物の生成するミクロ構造の解析）。
（ｖ）臨床医療分野（臨床用ＣＴの半影を除去した生体微細構造物の抽出力向上に役立てる）。
【図面の簡単な説明】
【００４０】
【図１】実施形態の構成を示す図である。
【図２】半影を説明する図である。
【図３】ハット関数を説明する図である。
【符号の説明】
【００４１】
１０  除振台、  １４  本体ベース、１６  リニアステージ、１８  回転ステージ、２０  Ｘ線検出器、２２  Ｘ線源、２６  検体ホルダ、２８  検体、３０  Ｘ線電源、３２  Ｘ線検出器コントローラ、３４  信号処理器、３４ａ  除算器、３４ｂ  積分器、３６  半影補正器、３８  再構成・解析器、４０  システムコントローラ。
【図１】
0004601571.tif 000003
【図２】
0004601571.tif 000004
【図３】
0004601571.tif 000005