JP2008200361A - Radiographic system - Google Patents

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Yasuaki Tamakoshi
泰明 玉腰
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiographic system obtaining an image utilizable in medical diagnosis or biological diagnosis by an inexpensive and small-sized X-ray source in a Talbot-interferometer system. <P>SOLUTION: The radiographic system has the X-ray source having an X-ray producing part for emitting characteristic X-rays to irradiate a subject, a subject stand on which the subject is arranged, a first diffraction lattice for diffracting X rays transmitted through the subject stand to irradiate the subject to produce a Talbot-effect, a second diffraction lattice for diffracting X rays diffracted by the first diffraction lattice, and an X-ray image detector for detecting X rays diffracted by the second diffraction lattice. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、Ｘ線撮影システム係り、特にＸ線位相画像の撮影が可能なＸ線撮影システムに関する。   The present invention relates to an X-ray imaging system, and more particularly to an X-ray imaging system capable of imaging an X-ray phase image.

従来、Ｘ線画像撮影として、被写体によるＸ線吸収により形成されるＸ線吸収画像による画像診断が一般的である。しかしながら、例えば、人体や動物の軟部組織のように、Ｘ線吸収が小さい被写体の場合、充分なコントラストが得られず画像診断がしにくかったり、困難であったりした問題があった。
そこで、このような軟部組織等のＸ線吸収が小さい被写体の変化を発見するためには、最近、放射線画像撮影に代わり、ＭＲＩ（magnetic resonance imaging）等により得られた画像を用いた診断が検討されている。しかし、ＭＲＩによる撮影は費用や診察に要する時間等の観点から被撮影者の負担が大きく、一般の定期検診等に組み込んで行うことは難しいことから、撮影を定期的に行い、変化を経時的に観察することは困難であるという問題があった。 Conventionally, as X-ray imaging, image diagnosis using an X-ray absorption image formed by X-ray absorption by a subject is generally used. However, for example, in the case of a subject with low X-ray absorption, such as the soft tissue of a human body or an animal, there is a problem that sufficient contrast cannot be obtained and image diagnosis is difficult or difficult.
Therefore, in order to discover changes in subjects with low X-ray absorption such as soft tissues, recently, instead of radiographic imaging, diagnostics using images obtained by MRI (magnetic resonance imaging) etc. have been studied. Has been. However, MRI imaging is a burden on the subject from the viewpoint of cost and time required for medical examination, and it is difficult to incorporate it into general periodic medical examinations. There was a problem that it was difficult to observe.

一方、Ｘ線画像撮影として、被写体によるＸ線位相差により形成されるＸ線位相画像の開発が進められている。このＸ線位相画像の撮影は、医療診断・生物診断・食物検査用に用いた場合、Ｘ線吸収画像と比較して、被写体の軟部のコントラストが大きい、或いはエッジ効果によってくっきりと見えるために、例えば、微小な病変の検出や、軟部組織の病変の検出が可能となっている。
Ｘ線位相画像撮影においては、結晶製Ｘ線干渉計方式、ＤＥＩ方式、伝播法、Ｚｅｍｉｋｅ位相差顕微法、タルボ干渉計方式など、種々の方式が開発されている。なかでも他の方式と比べて空間分解能や検出感度が高く、実用的でもあるタルボ干渉計方式が近年公開されている。タルボ干渉計方式によれば、タルボ効果により得られるモアレ縞画像を縞走査法で複数枚撮影し、位相シフト像（位相差画像）と位相シフト微分像（微分位相画像）を得ることができる（例えば、特許文献１参照）。
国際公開第２００４／０５８０７０号 On the other hand, development of an X-ray phase image formed by an X-ray phase difference depending on a subject is underway as X-ray image capturing. When this X-ray phase image is taken for medical diagnosis, biodiagnosis, and food inspection, the contrast of the soft part of the subject is large compared to the X-ray absorption image, or it can be clearly seen by the edge effect. For example, it is possible to detect minute lesions and soft tissue lesions.
In X-ray phase imaging, various methods such as a crystal X-ray interferometer method, a DEI method, a propagation method, a Zemike phase difference microscope method, and a Talbot interferometer method have been developed. In particular, the Talbot interferometer method, which has higher spatial resolution and detection sensitivity than other methods and is practical, has recently been released. According to the Talbot interferometer method, a plurality of moire fringe images obtained by the Talbot effect can be photographed by a fringe scanning method to obtain a phase shift image (phase difference image) and a phase shift differential image (differential phase image) ( For example, see Patent Document 1).
International Publication No. 2004/058070

しかしながら、上記のタルボ干渉計方式の場合、ｓｐｒｉｎｇ８などのシンクロトロン放射光源がＸ線源として使用されており、非常に高価で大型化し設置場所も広大なものとなるという問題を有している。
本発明は、前記した点に鑑みてなされたものであり、タルボ干渉計方式において、安価かつ小型のＸ線源で、医療診断・生物診断に利用可能な画像が得られるＸ線撮影システムを提供することを目的とするものである。 However, in the case of the Talbot interferometer method described above, a synchrotron radiation source such as spring 8 is used as an X-ray source, which has a problem that it is very expensive and large in size and has a large installation location.
The present invention has been made in view of the above points, and provides an X-ray imaging system capable of obtaining an image usable for medical diagnosis / biological diagnosis with an inexpensive and small X-ray source in the Talbot interferometer method. It is intended to do.

請求項１記載の発明に係るＸ線撮影システムは、
特性Ｘ線を発生するＸ線発生部を有しＸ線を照射するＸ線源と、
被写体を配置するための被写体台と、
前記被写体台を透過して照射されたＸ線を回折することによりタルボ効果を生じさせる第一の回折格子と、
前記第一の回折格子により回折されたＸ線を回折する第二の回折格子と、
前記第二の回折格子により回折されたＸ線を検出するＸ線画像検出器と、を有することを特徴としている。 An X-ray imaging system according to the invention of claim 1 is provided.
An X-ray source having an X-ray generator for generating characteristic X-rays and irradiating X-rays;
A subject table for placing the subject;
A first diffraction grating that produces a Talbot effect by diffracting X-rays transmitted through the object table;
A second diffraction grating for diffracting X-rays diffracted by the first diffraction grating;
And an X-ray image detector for detecting X-rays diffracted by the second diffraction grating.

請求項２記載の発明は、請求項１記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記Ｘ線源が照射するＸ線の波長分布の半値幅が、当該Ｘ線のピーク波長の１／４倍以下であることを特徴としている。 The invention described in claim 2 is the X-ray imaging system according to claim 1,
The half width of the wavelength distribution of X-rays irradiated by the X-ray source is not more than 1/4 times the peak wavelength of the X-rays.

請求項３記載の発明は、請求項１又は２記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記Ｘ線源が、前記Ｘ線発生部で発生したＸ線のピーク波長を中心にバンドパスするフィルタを有することを特徴としている。 The invention described in claim 3 is the X-ray imaging system according to claim 1 or 2,
The X-ray source has a filter that band-passes around the peak wavelength of X-rays generated by the X-ray generation unit.

請求項４記載の発明は、請求項１から請求項３のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記フィルタが、前記Ｘ線発生部で発生したＸ線のピーク波長より短波長側にＫエッジがあるＫエッジフィルタを有することを特徴としている。 According to a fourth aspect of the present invention, in the X-ray imaging system according to any one of the first to third aspects,
The filter includes a K edge filter having a K edge on a shorter wavelength side than a peak wavelength of X-rays generated by the X-ray generation unit.

請求項５記載の発明は、請求項４に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記Ｘ線発生部がモリブデン又はロジウムをターゲットとするＸ線管であり、前記Ｋエッジフィルタがモリブデン又はロジウムを含有することを特徴としている。 The invention according to claim 5 is the X-ray imaging system according to claim 4,
The X-ray generation part is an X-ray tube targeting molybdenum or rhodium, and the K edge filter contains molybdenum or rhodium.

請求項６記載の発明に係る発明は、請求項４又は５に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記第一の回折格子及び前記第二の回折格子の少なくとも一方の回折格子を移動させる駆動手段と、
前記Ｘ線源、前記Ｘ線画像検出器及び前記駆動手段を制御する制御手段と、
を備え、
前記第一回折格子及び前記第二回折格子の少なくとも一方は、所定方向に延在する回折部材が並設されたものであり、当該回折格子の回折格子面に沿い、かつ、前記回折部材に交差する方向に沿って移動可能であり、
前記制御手段は、
前記駆動手段によって前記回折格子の移動をさせておらず、かつ、前記Ｘ線画像検出器がＸ線画像の読み取りをしていない状態で、前記Ｘ線源からＸ線の照射を開始し、
前記Ｘ線源がＸ線の照射を停止した後、前記Ｘ線画像検出器がＸ線画像の読み取りを開始し、かつ、前記駆動手段が前記第一回折格子及び前記第二回折格子の少なくとも一方の移動を開始させるように制御するものであることを特徴としている。 The invention according to claim 6 is the X-ray imaging system according to claim 4 or 5,
Driving means for moving at least one of the first diffraction grating and the second diffraction grating;
Control means for controlling the X-ray source, the X-ray image detector and the driving means;
With
At least one of the first diffraction grating and the second diffraction grating includes a plurality of diffraction members extending in a predetermined direction, along the diffraction grating surface of the diffraction grating and intersecting the diffraction member. Is movable along the direction to
The control means includes
In the state where the diffraction grating is not moved by the driving means and the X-ray image detector is not reading the X-ray image, X-ray irradiation is started from the X-ray source,
After the X-ray source stops X-ray irradiation, the X-ray image detector starts reading the X-ray image, and the driving means is at least one of the first diffraction grating and the second diffraction grating. The movement is controlled so as to start.

請求項１，２に記載の発明によれば、安価かつ小型のＸ線源で、タルボ干渉計方式で、医療診断・生物診断に利用可能な画像を得ることができる。   According to the first and second aspects of the present invention, an image that can be used for medical diagnosis / biological diagnosis can be obtained by a Talbot interferometer method using an inexpensive and small X-ray source.

請求項３から請求項６に記載の発明によれば、安価かつ小型のＸ線源で、タルボ干渉計方式で、医療診断・生物診断に利用可能な一層良好な画像が得ることができる。   According to the third to sixth aspects of the present invention, it is possible to obtain a better image that can be used for medical diagnosis / biological diagnosis by a Talbot interferometer system with an inexpensive and small X-ray source.

以下、図面を参照しながら本発明に係るＸ線撮影システムの実施形態について説明する。
なお、発明を実施するための最良の形態欄は、発明を実施するために発明者が最良と認識している形態を示すものであり、発明の範囲や、特許請求の範囲に用いられている用語を一見、断定又は定義するような表現もあるが、これらは、あくまで、発明者が最良と認識している形態を特定するための表現であり、発明の範囲や、特許請求の範囲に用いられている用語を特定又は限定するものではない。 Hereinafter, embodiments of an X-ray imaging system according to the present invention will be described with reference to the drawings.
The best mode column for carrying out the invention indicates a mode that the inventor recognizes as the best for carrying out the invention, and is used in the scope of the invention and in the claims. There are also expressions that seem to be asserted or defined at first glance, but these are only expressions that specify the form that the inventor recognizes as the best, and are used in the scope of the invention and in the claims. It is not intended to identify or limit the terminology used.

図１から図１０を参照しながら本発明に係るＸ線撮影システムの一実施形態について説明する。   An embodiment of an X-ray imaging system according to the present invention will be described with reference to FIGS.

図１は、本実施形態におけるＸ線撮影システムに適用されるＸ線撮影装置の構成例を示したものであり、図２は、Ｘ線撮影システムの制御構成を示した図である。
図２に示すように、Ｘ線撮影システム１００は、被写体ＨのＸ線撮影を行うＸ線撮影装置１と、Ｘ線撮影装置１の各部を制御して被写体Ｈに照射するＸ線の制御を行ったり、Ｘ線を照射して取得したＸ線画像の画像処理等を行うコンソール３と、を備えている。 FIG. 1 shows a configuration example of an X-ray imaging apparatus applied to the X-ray imaging system in the present embodiment, and FIG. 2 is a diagram showing a control configuration of the X-ray imaging system.
As shown in FIG. 2, the X-ray imaging system 100 controls the X-ray imaging apparatus 1 that performs X-ray imaging of the subject H and the X-rays irradiated to the subject H by controlling each part of the X-ray imaging apparatus 1. And a console 3 that performs image processing of an X-ray image acquired by irradiating or irradiating X-rays.

Ｘ線撮影装置１は、図１に示すように、床面にボルト等で固定された支持基台１１を備えている。支持基台１１は、床面に対して垂直方向に延在する支持部材１１１を備えており、支持部材１１１の上部には、上方から下方に向かってほぼ鉛直方向であるＸ線光軸方向にＸ線を照射するＸ線源であるＸ線照射部１２が設けられている。Ｘ線照射部１２の下方には、当該Ｘ線照射部１２から照射されたＸ線から所定波長のＸ線を取り出すための後述するＫエッジフィルタ７０とフィルタ４０が配設されている。
また、Ｘ線照射部１２のＸ線光軸方向下方の位置に、被写体Ｈを下から支持する被写体台１３が配設されている。被写体台１３のＸ線光軸方向下方の位置に、Ｘ線照射部１２から照射され被写体Ｈを透過したＸ線を検出するＸ線検出器１４が設けられている。また、被写体台１３とＸ線検出器１４との間には、前記被写体台１３とは別体に構成され第一回折格子（第一の回折格子）１５及び第二回折格子（第二の回折格子）１６（図３等参照）を一体に保持する回折格子保持構造体１７が配設されている。 As shown in FIG. 1, the X-ray imaging apparatus 1 includes a support base 11 fixed to a floor surface with a bolt or the like. The support base 11 includes a support member 111 that extends in a direction perpendicular to the floor surface, and an upper portion of the support member 111 has an X-ray optical axis direction that is substantially vertical from above to below. An X-ray irradiation unit 12 that is an X-ray source for irradiating X-rays is provided. Below the X-ray irradiation unit 12, a K edge filter 70 and a filter 40, which will be described later, are provided for extracting X-rays having a predetermined wavelength from the X-rays irradiated from the X-ray irradiation unit 12.
A subject table 13 that supports the subject H from below is disposed at a position below the X-ray irradiating unit 12 in the X-ray optical axis direction. An X-ray detector 14 that detects X-rays emitted from the X-ray irradiation unit 12 and transmitted through the subject H is provided at a position below the subject table 13 in the X-ray optical axis direction. In addition, a first diffraction grating (first diffraction grating) 15 and a second diffraction grating (second diffraction grating) are formed between the subject table 13 and the X-ray detector 14 separately from the subject table 13. A diffraction grating holding structure 17 that holds the (grating) 16 (see FIG. 3 and the like) integrally is disposed.

Ｘ線照射部１２には、Ｘ線管１２２に高電圧を供給する高電圧電源１２１と、高電圧電源１２１から供給された高電圧によりＸ線を発生するＸ線管１２２（Ｘ線発生部）が設けられている。また、Ｘ線照射部１２は、Ｘ線源制御部１２３を備えており、高電圧電源１２１及びＸ線管１２２は、Ｘ線源制御部１２３とそれぞれ接続されている。Ｘ線源制御部１２３は、コンソール３の制御装置３１（図２参照）からの制御信号に基づいて、高電圧電源１２１、Ｘ線管１２２を制御する。   The X-ray irradiation unit 12 includes a high-voltage power supply 121 that supplies a high voltage to the X-ray tube 122, and an X-ray tube 122 that generates X-rays using the high voltage supplied from the high-voltage power supply 121 (X-ray generation unit). Is provided. The X-ray irradiation unit 12 includes an X-ray source control unit 123, and the high voltage power supply 121 and the X-ray tube 122 are connected to the X-ray source control unit 123, respectively. The X-ray source control unit 123 controls the high voltage power supply 121 and the X-ray tube 122 based on a control signal from the control device 31 (see FIG. 2) of the console 3.

また、Ｋエッジフィルタ７０は、特性X線のピーク波長より短波長側にKエッジを有する物質を含むフィルタで、物質は通常、X線波長が長い方がX線吸収率が高くなるが、Kエッジの波長の前後では逆に、Kエッジの波長よりX線波長が短い方が長い方よりX線吸収率が非常に高い特性を応用したフィルタである。
例えば、Ｘ線発生部がモリブデン又はロジウムをターゲットとする特性X線を照射するＸ線管の場合、Ｋエッジフィルタとしては、モリブデン又はロジウムを含有するものが好ましい。
また、フィルタ４０は、Ｘ線発生部であるＸ線管１２２で発生した特性Ｘ線のピーク波長を中心にバンドパスするＸ線バンドパスフィルタである。このフィルタ４０により、Ｘ線源１２から照射される特性Ｘ線を含むＸ線のうち、特性Ｘ線のピーク波長を中心にバンドパスすることで、単色性の強い特性Ｘ線を得ることができる。 The K edge filter 70 is a filter containing a substance having a K edge on the shorter wavelength side than the peak wavelength of the characteristic X-ray. The substance usually has a higher X-ray absorption rate when the X-ray wavelength is longer. On the contrary, before and after the edge wavelength, the filter applies a characteristic that the X-ray absorption rate is much higher when the X-ray wavelength is shorter than the K-edge wavelength.
For example, when the X-ray generation part is an X-ray tube that emits characteristic X-rays targeting molybdenum or rhodium, the K edge filter preferably contains molybdenum or rhodium.
The filter 40 is an X-ray bandpass filter that bandpasses around the peak wavelength of characteristic X-rays generated by the X-ray tube 122 serving as an X-ray generation unit. With this filter 40, characteristic X-rays with strong monochromaticity can be obtained by band-passing around the peak wavelength of characteristic X-rays among X-rays including characteristic X-rays irradiated from the X-ray source 12. .

フィルタ４０は、Ｘ線管１２２から照射されたＸ線を屈折させるＸ線屈折レンズ４１と、Ｘ線屈折レンズ４１により屈折された特性Ｘ線のピーク波長のＸ線が集光する位置に設けられたスリット４６を有するＸ線遮蔽部材４２とを備えている。   The filter 40 is provided at a position where an X-ray refracting lens 41 that refracts X-rays emitted from the X-ray tube 122 and an X-ray having a peak wavelength of the characteristic X-ray refracted by the X-ray refracting lens 41 is condensed. And an X-ray shielding member 42 having a slit 46.

図１では、Ｘ線屈折レンズ４１は、Ｘ線管１２２より被写体台の方に１セット設けられた例を示すが、図８に示すように、Ｘ線屈折レンズ４１は、Ｘ線管１２２より被写体台の方に、当該Ｘ線管１２２の実焦点を中心とした放射状となるように、複数配置してもよい。これにより、各Ｘ線屈折レンズ４１に入射するＸ線が実質的に平行Ｘ線となり、各Ｘ線屈折レンズ４１が同様の作用をそうすることができるので、全体のＸ線照射強度を大きくできる。
図９は１つのＸ線屈折レンズ４１の断面図である。Ｘ線屈折レンズ４１には、Ｘ線管１２２から発せられたＸ線の光軸に沿って、複数のレンズ４３が配列されている。Ｘ線屈折レンズ４３は、Ｘ線管１２２側に向けて凹んだ断面が放物線状の第一凹曲面４４と、Ｘ線検出器１４側に向けて凹んだ断面が放物線状の第二凹曲面４５とが対向するように形成されていて、物質が存在する方が真空中や大気中よりも僅かながら屈折率が低くなるので、これら第一凹曲面，第二凹曲面によりＸ線が、僅かに光軸に近づく方向に屈折されることになる。そして、Ｘ線の光軸に沿って、複数のレンズが配列されているので、特性Ｘ線がスリット４６に向けて集光されることになる。 1 shows an example in which one set of the X-ray refractive lens 41 is provided closer to the subject table than the X-ray tube 122, the X-ray refractive lens 41 is more than the X-ray tube 122 as shown in FIG. A plurality of objects may be arranged on the object table so as to have a radial shape centered on the actual focal point of the X-ray tube 122. Thereby, the X-rays incident on the respective X-ray refractive lenses 41 become substantially parallel X-rays, and each X-ray refractive lens 41 can perform the same action, so that the entire X-ray irradiation intensity can be increased. .
FIG. 9 is a cross-sectional view of one X-ray refractive lens 41. A plurality of lenses 43 are arranged in the X-ray refraction lens 41 along the optical axis of X-rays emitted from the X-ray tube 122. The X-ray refracting lens 43 has a first concave curved surface 44 with a parabolic section cut toward the X-ray tube 122 and a second concave curved surface 45 with a parabolic section cut toward the X-ray detector 14 side. Are formed so as to face each other, and the refractive index is slightly lower in the presence of the substance than in the vacuum or in the atmosphere. Therefore, X-rays are slightly generated by the first concave curved surface and the second concave curved surface. The light is refracted in the direction approaching the optical axis. Since a plurality of lenses are arranged along the optical axis of the X-ray, the characteristic X-ray is condensed toward the slit 46.

Ｘ線遮蔽部材４２は、例えば鉛などのＸ線を遮蔽する材料により形成されている。このＸ線遮蔽部材４２は、Ｘ線屈折レンズ４１のＸ線検出面側（下方）に配置されていて、Ｘ線屈折レンズ４１に対向する位置にスリット４６が形成されている。したがって、Ｘ線検出面から見ると、Ｘ線屈折レンズ４１による屈折方向に関しては、このスリット４６の位置が照射されるＸ線の中心になる。
Ｘ線遮光部材４２の配置位置は、Ｘ線屈折レンズ４１に集光されたＸ線のうち、特性Ｘ線のピーク波長のＸ線が集光する位置にスリット４６が配置されるように制御されている。
即ち、Ｘ線遮蔽部材４２は、ガイド部材４８によりＸ線の光軸方向と平行な方向に案内されるＸ線遮蔽部材保持部４７に保持されており、Ｘ線遮蔽部材保持部４７がガイド部材４８によりＸ線の光軸方向と平行な方向に案内されながら、所定の位置に位置するように図示しない駆動部材により移動及び停止することにより、Ｘ線屈折レンズ４１に集光されたＸ線のうち、所望波長（例えば、特性Ｘ線のピーク波長）のＸ線が集光する位置にスリット４６が配置されるように制御されている。
このように、異なる複数の所望波長の各々について、Ｘ線屈折レンズにより屈折された当該波長のＸ線が集光する位置に、当該Ｘ線遮蔽部材のスリットまたは孔を位置するように移動可能であるので、当該波長を中心波長としたバンドパスフィルタとして機能させることができる。
これにより、例えば、被写体が薄い場合は、コントラストが大きく取れる長波長のＸ線を照射し、被写体が厚い場合は、必要なＸ線透過量が得られる短波長のＸ線を照射するというように、被写体の厚さに最適な波長のX線を照射したり、異なる複数の波長のX線を照射して、その差分画像を取ることで、被写体の骨部を強調した画像や、軟部組織を強調した画像を得たり、さまざまな応用が可能となる。
そして、Ｘ線屈折レンズ４１の光軸に直交する当該Ｘ線屈折レンズ４１の屈折力を持つ方向と平行な方向のスリット４６の幅ｄ、Ｘ線屈折レンズ４１のレンズ口径Ｄ、Ｘ線管１２２の焦点径α、Ｘ線管１２２の焦点位置とＸ線屈折レンズ４１のレンズ中心との距離Ｒ１、Ｘ線屈折レンズ４１のレンズ中心とＸ線遮蔽部材４２のスリット４６との距離Ｒ２は、下記式（１）、（２）を満たすことで、より効率的に所望波長のＸ線を効率的に取り出すことができる。すなわち、一般的なＸ線撮影に使用されているような、焦点径αのＸ線管１２２を用いたとしても、Ｘ線屈折レンズ４１の光学性能にも依存するが、原理的には、Ｘ線屈折レンズ４１のレンズ口径Ｄ内に入射した所望波長のＸ線がＸ線遮蔽部材４２で遮蔽されずに、Ｘ線遮蔽部材４２のスリット４６を透過しつつ、所望波長をバンドパスの中心波長としたＸ線バンドパスフィルタとして機能させることができる。
ｄ≦Ｄ／２・・・（１）
ｄ≧Ｒ２／Ｒ１×α・・・（２）
以上のように、本実施形態によれば、所望波長のＸ線は、その波長のＸ線が集光する位置に設けられたスリット４６を通過するが、所望波長から短い波長のＸ線は、集光する位置がスリット４６よりＸ線屈折レンズ４１から遠い位置であり、所望波長から長い波長のＸ線は、集光する位置がスリット４６よりＸ線屈折レンズ４１に近い位置となる。いずれも、所望波長のＸ線と比べると、スリット４６を通過する割合に対するＸ線遮蔽部材４２で遮蔽される割合が多くなるので、上記の構成であってもＸ線バンドパスフィルタとして機能する。
また、１つのＸ線バンドパスフィルタ４０で、異なる複数の所望波長のＸ線が集光する位置に各々対応する位置に当該Ｘ線遮蔽部材４２のスリット４６を位置させることで、異なる複数の所望波長を中心波長としたバンドパスフィルタとして機能させることができる。
そして、所望波長より長波長側の遮蔽特性を急峻にでき、良好なバンドパスフィルタ特性にできる。 The X-ray shielding member 42 is formed of a material that shields X-rays such as lead. The X-ray shielding member 42 is disposed on the X-ray detection surface side (downward) of the X-ray refractive lens 41, and a slit 46 is formed at a position facing the X-ray refractive lens 41. Therefore, when viewed from the X-ray detection surface, the position of the slit 46 becomes the center of the irradiated X-ray with respect to the refraction direction by the X-ray refraction lens 41.
The arrangement position of the X-ray shielding member 42 is controlled so that the slit 46 is arranged at a position where X-rays having the peak wavelength of characteristic X-rays are collected among the X-rays condensed on the X-ray refraction lens 41. ing.
That is, the X-ray shielding member 42 is held by the X-ray shielding member holding portion 47 guided by the guide member 48 in a direction parallel to the optical axis direction of the X-ray, and the X-ray shielding member holding portion 47 is held by the guide member. While being guided by 48 in a direction parallel to the optical axis direction of the X-ray, it is moved and stopped by a driving member (not shown) so as to be positioned at a predetermined position, thereby Among them, the slit 46 is controlled to be disposed at a position where X-rays having a desired wavelength (for example, a peak wavelength of characteristic X-rays) are condensed.
In this way, for each of a plurality of different desired wavelengths, the X-ray shielding member can be moved so that the slit or hole of the X-ray shielding member is positioned at the position where the X-rays of the wavelength refracted by the X-ray refractive lens are condensed. Therefore, it can function as a bandpass filter with the wavelength as the center wavelength.
Thus, for example, when the subject is thin, long-wavelength X-rays with high contrast can be irradiated, and when the subject is thick, short-wavelength X-rays that can obtain the necessary amount of X-ray transmission can be irradiated. By irradiating X-rays with the optimum wavelength for the thickness of the subject, or irradiating X-rays with different wavelengths, and taking the difference image, an image that emphasizes the bone of the subject and soft tissue It is possible to obtain an enhanced image and various applications.
Then, the width d of the slit 46 in the direction parallel to the direction having the refractive power of the X-ray refractive lens 41 orthogonal to the optical axis of the X-ray refractive lens 41, the lens diameter D of the X-ray refractive lens 41, the X-ray tube 122. , The distance R1 between the focal position of the X-ray tube 122 and the lens center of the X-ray refractive lens 41, and the distance R2 between the lens center of the X-ray refractive lens 41 and the slit 46 of the X-ray shielding member 42 are as follows. By satisfying the formulas (1) and (2), it is possible to efficiently extract X-rays having a desired wavelength more efficiently. That is, even if an X-ray tube 122 having a focal diameter α as used in general X-ray imaging is used, it depends on the optical performance of the X-ray refractive lens 41, but in principle, X-rays having a desired wavelength incident in the lens aperture D of the line refraction lens 41 are not shielded by the X-ray shielding member 42, but pass through the slit 46 of the X-ray shielding member 42, and the desired wavelength is changed to the center wavelength of the bandpass. It can function as an X-ray bandpass filter.
d ≦ D / 2 (1)
d ≧ R2 / R1 × α (2)
As described above, according to the present embodiment, X-rays having a desired wavelength pass through the slit 46 provided at a position where the X-rays having the wavelength are collected. The condensing position is farther from the X-ray refractive lens 41 than the slit 46, and the X-ray having a longer wavelength from the desired wavelength is closer to the X-ray refractive lens 41 than the slit 46. In any case, since the ratio of shielding by the X-ray shielding member 42 with respect to the ratio of passing through the slit 46 is increased as compared with X-rays having a desired wavelength, even the above configuration functions as an X-ray bandpass filter.
Further, the slits 46 of the X-ray shielding member 42 are positioned at positions corresponding respectively to positions where X-rays having different desired wavelengths are collected by one X-ray bandpass filter 40, so that a plurality of different desired It can function as a band-pass filter with the wavelength as the center wavelength.
Further, the shielding characteristic on the longer wavelength side than the desired wavelength can be sharpened, and a good bandpass filter characteristic can be obtained.

なお、フィルタとして、Ｋエッジフィルタ７０と、Ｘ線屈折レンズ４１を有するフィルタ４０の両方を設けた例を示したが、Ｋエッジフィルタ７０のみ、Ｘ線屈折レンズ４１を有するフィルタ４０のみであってもよい。また、Ｋエッジフィルタ７０を設けた場合、特性Ｘ線とＫエッジフィルタの特性が所望の波長に合致している場合、簡単な構成で良好な単色性が得られるので、好ましい。特に、Ｘ線源がモリブデン又はロジウムをターゲットとする特性X線を照射するＸ線管の場合、Ｋエッジフィルタとしては、モリブデン又はロジウムを含有するものが好ましい。また、Ｘ線屈折レンズ４１を有するフィルタ４０の代わりに、Ｘ線ミラーを屈折レンズの代わりに設けたフィルタにしても良い。   In addition, although the example which provided both the K edge filter 70 and the filter 40 which has the X-ray refraction lens 41 as a filter was shown, only the K edge filter 70 and the filter 40 which has the X-ray refraction lens 41 are shown. Also good. In addition, when the K edge filter 70 is provided, if the characteristic X-ray and the characteristic of the K edge filter match the desired wavelength, it is preferable because a good monochromaticity can be obtained with a simple configuration. In particular, when the X-ray source is an X-ray tube that emits characteristic X-rays targeting molybdenum or rhodium, the K edge filter preferably contains molybdenum or rhodium. Further, instead of the filter 40 having the X-ray refractive lens 41, an X-ray mirror may be provided instead of the refractive lens.

Ｘ線管１２２は、第一回折格子１５及び第二回折格子１６を介してＸ線検出器１４にＸ線を発生するＸ線発生部である。Ｘ線管１２２としては、例えば、医療現場や非破壊検査施設で広く用いられているクーリッジＸ線管や、回転陽極Ｘ線管が挙げられる。これらのＸ線管においては、陰極から放射される電子を陽極電圧で加速し重金属でできたターゲット（陽極）に衝突することでＸ線を発生させる。発生したＸ線のスペクトルは広い波長範囲にわたる連続スペクトルを含むが、更に、場合によっては、ターゲットの物質に固有の波長に現れる鋭い線スペクトルを含む。また、特性Ｘ線は、物質を構成する元素に固有な波長をもつＸ線のことである。そして、これらのＸ線管においては、ターゲットの物質に固有の波長に現れる鋭い線スペクトルのピーク波長における強度が、連続スペクトルに埋もれていない、即ち、特性Ｘ線のピーク波長における強度が、線スペクトルの前後の波長の強度の１．５倍以上となる場合を、「特性Ｘ線を発生する」と呼ぶ。そして、特性Ｘ線のピーク波長における強度が、線スペクトルの前後の波長の強度の２倍以上（特に３倍以上）となる方が、単色性の良いＸ線が得られるので、好ましい。
また、電子を陽極の一定の大きさの面に衝突させることにより、発生したＸ線はその一定の大きさのターゲットの平面から被写体Ｈに向けて放射される。この照射方向（被写体方向）から見た平面の大きさを実焦点（フォーカス）と呼ぶ。焦点径（μｍ）は、ＪＩＳ Ｚ ４７０４−１９９４の７．４．１焦点試験の（２．２）スリットカメラに規定されている方法で測定できる。なお、この測定方法中の任意選択条件は、Ｘ線照射部１２の性質に応じて測定原理から考えて精度が最も高くなる条件を選択した方が一層精度の高い測定が可能となることは言うまでもない。 The X-ray tube 122 is an X-ray generator that generates X-rays to the X-ray detector 14 via the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16. Examples of the X-ray tube 122 include a Coolidge X-ray tube and a rotary anode X-ray tube widely used in medical sites and non-destructive inspection facilities. In these X-ray tubes, X-rays are generated by accelerating electrons emitted from the cathode with an anode voltage and colliding with a target (anode) made of heavy metal. The generated X-ray spectrum includes a continuous spectrum over a wide wavelength range, but in some cases also includes a sharp line spectrum that appears at wavelengths characteristic of the target material. Characteristic X-rays are X-rays having a wavelength unique to the elements constituting the substance. In these X-ray tubes, the intensity at the peak wavelength of the sharp line spectrum appearing at the wavelength specific to the target substance is not buried in the continuous spectrum, that is, the intensity at the peak wavelength of the characteristic X-ray is The case where the intensity of the wavelength before and after is 1.5 times or more is referred to as “generating characteristic X-rays”. Then, it is preferable that the intensity at the peak wavelength of the characteristic X-ray is twice or more (particularly three times or more) of the intensity of the wavelength before and after the line spectrum because X-rays with good monochromaticity can be obtained.
Further, by causing the electrons to collide with a surface of a certain size of the anode, the generated X-rays are emitted toward the subject H from the plane of the target of the certain size. The size of the plane viewed from the irradiation direction (subject direction) is called the actual focus (focus). The focal diameter (μm) can be measured by the method defined in (2.2) slit camera of 7.4.1 Focus test of JIS Z 4704-1994. Note that it is needless to say that the optional selection conditions in this measurement method can be measured with higher accuracy by selecting the conditions that give the highest accuracy in consideration of the measurement principle according to the properties of the X-ray irradiation unit 12. Yes.

なお、Ｘ線源であるＸ線照射部１２から照射するＸ線の波長分布の半値幅が、当該Ｘ線のピーク波長の１／４倍以下であるものが好ましく、また、Ｘ線発生部は、Ｘ線管１２２に限定されず、例えば、特開平９−１７１７８８号公報、特開２０００−１７３５１７号公報、特開２００１−２７３８６０号公報などに記載のマイクロフォーカスＸ線源や、例えば、特開平５−２１７６９６号公報、特開２００２−２２１５００号公報などに記載のシンクロトロン放射光Ｘ線源や、例えば、特開昭４７−０２４２８８号公報、特開昭６４−６３４９号公報、特開昭６３−３０４５９７号公報、特開昭６３−３０４５９６号公報、特開平１−１０９６４６号公報、特開昭５８−１５８８４２号公報などに記載のプラズマＸ線源、例えば、特許３４９０７７０号公報などに記載のレーザＸ線源などであってもよいが、これらに限られない。   In addition, it is preferable that the half width of the wavelength distribution of the X-rays irradiated from the X-ray irradiation unit 12 which is an X-ray source is not more than 1/4 times the peak wavelength of the X-rays. The microfocus X-ray source described in JP-A-9-171788, JP-A-2000-173517, JP-A-2001-273860, etc. Synchrotron radiation X-ray sources described in JP-A-5-217696, JP-A-2002-221500, etc., for example, JP-A-47-024288, JP-A-64-6349, JP-A-63 No. 304597, JP-A 63-304596, JP-A 1-109646, JP-A 58-158842, etc., for example, Patent 349 Etc. 770 JP may be a laser X-ray source according but not limited to.

特性Ｘ線のピーク波長は、０．９Å以下（特に０．７Å以下）であることが、被写体が生きた動物や人体であっても、吸収被爆が少なくなり、十秒以上といった長時間照射も不要となり、更に、撮影時間中に被写体Ｈのブレも抑えられ、好ましい。また、特性Ｘ線のピーク波長は、０．２Å以上（特に０．４Å以上）であることが、Ｘ線の可干渉性を良くして、例えば人体や動物の軟骨組織等による屈折が十分検出でき、得られた画像を診断等に有効に用いることができ、好ましい。また、Ｘ線屈折レンズを有するフィルタ４０を用いた場合、Ｘ線屈折レンズ群のＸ線光軸方向のサイズを小さくするために、特性Ｘ線のピーク波長は、０．５Å以上、特に０．６Å以上であることが好ましい。     The peak wavelength of the characteristic X-ray is 0.9 mm or less (especially 0.7 mm or less), so that even if the subject is a living animal or human body, the absorbed exposure is reduced, and long-term irradiation such as 10 seconds or more is possible. Further, it is unnecessary, and blurring of the subject H can be suppressed during the photographing time, which is preferable. The peak wavelength of characteristic X-rays is 0.2 mm or more (especially 0.4 mm or more), which improves the coherence of X-rays and sufficiently detects refraction due to, for example, human or animal cartilage tissue. The obtained image can be effectively used for diagnosis and the like, which is preferable. When the filter 40 having the X-ray refractive lens is used, the peak wavelength of the characteristic X-ray is 0.5 mm or more, particularly 0. It is preferably 6 mm or more.

なお、Ｘ線管１２２としては、例えば、医療現場で広く用いられているクーリッジＸ線管や回転陽極Ｘ線管が好ましく用いられる。その際、Ｘ線管球のターゲット（陽極）に***撮影で使用されるＭｏ（モリブデン）を用いた場合、一般に管電圧の設定値が２２ｋＶｐ〜３９ｋＶｐでピーク波長０．７Åの特性Ｘ線が照射される。また、ターゲットに一般撮影で使用されるＷ（タングステン）を用いた場合、管電圧の設定値が１５０ｋＶｐでピーク波長０．２Åの特性Ｘ線が、通常照射される。また、Ｘ線管球のターゲット（陽極）にロジウムを用いることも好ましい。     In addition, as the X-ray tube 122, for example, a Coolidge X-ray tube or a rotary anode X-ray tube widely used in the medical field is preferably used. At that time, when Mo (molybdenum) used in mammography is used as the target (anode) of the X-ray tube, the characteristic value X-rays with a tube voltage set value of 22 kVp to 39 kVp and a peak wavelength of 0.7 mm are generally irradiated. Is done. In addition, when W (tungsten) used for general imaging is used as a target, characteristic X-rays with a tube voltage set value of 150 kVp and a peak wavelength of 0.2 mm are usually irradiated. It is also preferable to use rhodium for the target (anode) of the X-ray tube.

また、Ｘ線源の焦点径は、上記範囲のピーク波長のＸ線を照射でき、且つ実用上の出力強度が得られるように１μｍ以上（特に７μｍ以上）であることが好ましい。また、Ｘ線源の焦点径は、５０μm以下（特に３０μm以下）であることが、撮影装置のサイズの制約がある中、可干渉性を良くし、よりタルボ効果を利用し鮮明な画像を得るために好ましい。     The focal spot diameter of the X-ray source is preferably 1 μm or more (particularly 7 μm or more) so that X-rays having a peak wavelength in the above range can be irradiated and practical output intensity can be obtained. In addition, the focal diameter of the X-ray source is 50 μm or less (particularly 30 μm or less), while there are restrictions on the size of the imaging device, the coherence is improved, and a clear image is obtained using the Talbot effect. Therefore, it is preferable.

被写体台１３は、支持基台１１に保持された保持部材１８によって挟持され、床面とほぼ平行となるように支持部材１１１に固定されている。保持部材１８の被写体台１３と接触する部分には、衝撃や振動等を吸収、緩和する緩衝部材１９が設けられており、被写体台１３は、緩衝部材１９を介して保持部材１８に保持されている。
また、被写体台１３は、水平方向の内、少なくとも被写体が被写体台１３上に支持されるために接近する方向及び被写体台１３上に支持された被写体が離れる方向について、第一回折格子１５、第二回折格子１６、及び、回折格子保持構造体１７より突き出た形状になっており、被写体が、第一回折格子１５、第二回折格子１６、及び、回折格子保持構造体１７に接触する可能性を低減している。
緩衝部材１９の材料としては、例えば硬質ゴムや各種樹脂等が適用できるが、緩衝部材１９の材料はこれらに限定されない。 The subject table 13 is held by a holding member 18 held on the support base 11 and is fixed to the support member 111 so as to be substantially parallel to the floor surface. A portion of the holding member 18 that contacts the subject table 13 is provided with a buffer member 19 that absorbs and relieves shocks and vibrations. The subject table 13 is held by the holding member 18 via the buffer member 19. Yes.
The subject table 13 includes the first diffraction grating 15 and the first diffraction grating 15 in the horizontal direction at least in the direction in which the subject is supported on the subject table 13 and the direction in which the subject supported on the subject table 13 is separated. The shape protrudes from the two diffraction gratings 16 and the diffraction grating holding structure 17, and the subject may contact the first diffraction grating 15, the second diffraction grating 16, and the diffraction grating holding structure 17. Is reduced.
As a material of the buffer member 19, for example, hard rubber or various resins can be applied, but the material of the buffer member 19 is not limited thereto.

Ｘ線検出器１４は、パネル１４１、検出器電源部１４２、検出器通信部１４３、検出器制御部１４４等を備えて構成されている。パネル１４１、検出器電源部１４２、検出器通信部１４３、検出器制御部１４４は、それぞれＸ線検出器１４内のバスに接続されている。   The X-ray detector 14 includes a panel 141, a detector power supply unit 142, a detector communication unit 143, a detector control unit 144, and the like. The panel 141, the detector power supply unit 142, the detector communication unit 143, and the detector control unit 144 are each connected to a bus in the X-ray detector 14.

パネル１４１は、Ｘ線検出器１４の表面（被写体Ｈに対向する側の面）に配置され、Ｘ線照射部１２から照射され被写体Ｈを透過したＸ線に基づいてＸ線画像データを出力するものである。
本実施形態において、パネル１４１は２次元画像センサであり、Ｘ線検出器１４は、パネル１４１に２次元配置された多数の画素毎にＸ線照射量に基づいた信号を読み取ってＸ線画像データを取得するＦＰＤ（flat panel detector）である。このパネル１４１の各画素（図示せず）は、マトリクス状に配置されている。なお、Ｘ線検出器１４の画素ピッチＰ３は、Ｘ線量子ノイズの観点から、３０μｍ以上（特に６０μｍ以上）が好ましく、また、後述する縞の変形の充分な検出の観点から、３００μｍ以下（特に、１５０μｍ以下）が好ましい。このようなＦＰＤとしては、Ｘ線を直接電荷に変換して検出するアレイセンサを有する直接型ＦＰＤであっても良いし、Ｘ線を光に変換するシンチレータと、このシンチレータにより変換された光を電荷に変換して検出するアレイセンサとを有する間接型ＦＰＤであってもよい。そして、間接型ＦＰＤのシンチレータとしては、柱状結晶蛍光体を有するものや、特許第３６６１１９６号等に記載のアレイセンサの画素単位に形成された箱に蛍光体を詰めたものや、蛍光体の粒を分散した媒体を塗布して設けたもの等が挙げられるが、これらに限らない。なお、シンチレータの厚さは、厚いほど感度が高くなり、シンチレータの厚さが薄いほど空間分解能が高くなる。また、シンチレータの種類によって分光感度が異なる。また、シンチレータの蛍光体としては、ＣｓＩ：Ｔｌなどハロゲン化アルカリ金属又はハロゲン化アルカリ土類金属が好ましい。 The panel 141 is disposed on the surface of the X-ray detector 14 (the surface facing the subject H), and outputs X-ray image data based on the X-rays emitted from the X-ray irradiation unit 12 and transmitted through the subject H. Is.
In the present embodiment, the panel 141 is a two-dimensional image sensor, and the X-ray detector 14 reads a signal based on the X-ray irradiation amount for each of a number of pixels arranged two-dimensionally on the panel 141 to obtain X-ray image data. FPD (flat panel detector) that acquires Each pixel (not shown) of the panel 141 is arranged in a matrix. The pixel pitch P 3 of the X-ray detector 14 is preferably 30 μm or more (especially 60 μm or more) from the viewpoint of X-ray quantum noise, and is 300 μm or less (from the viewpoint of sufficient detection of fringe deformation described later). In particular, 150 μm or less) is preferable. Such an FPD may be a direct FPD having an array sensor that detects X-rays by directly converting them into electric charges, or a scintillator that converts X-rays into light and light converted by the scintillator. It may be an indirect FPD having an array sensor that detects by converting into electric charge. Indirect FPD scintillators include those having columnar crystal phosphors, those in which phosphors are packed in a box formed in pixel units of an array sensor described in Japanese Patent No. 3661196, and the like. However, the present invention is not limited to these. In addition, the thicker the scintillator, the higher the sensitivity, and the thinner the scintillator, the higher the spatial resolution. The spectral sensitivity varies depending on the type of scintillator. The scintillator phosphor is preferably an alkali metal halide or alkaline earth metal halide such as CsI: Tl.

検出器電源部１４２は、Ｘ線検出器１４内に配設された各部に電力を供給する。検出器電源部１４２には、例えば、充電可能でかつ撮影時に消費する電力に対応可能なコンデンサが設けられている。なお、検出器電源部１４２の構成はここに示したものに限定されない。   The detector power supply unit 142 supplies power to each unit disposed in the X-ray detector 14. The detector power supply unit 142 is provided with, for example, a capacitor that can be charged and can handle power consumed during photographing. The configuration of the detector power supply unit 142 is not limited to that shown here.

検出器通信部１４３は、コンソール３のインターフェース３４（図２において「Ｉ／Ｆ」とする。）を介してコンソール３との間で信号を送受信したり、コンソール３にＸ線画像データを送信したりすることが可能な機能部である。なお、通常、Ｘ線撮影装置１は、例えば、鉛板のようなＸ線遮蔽部材（電波の透過を抑える性質や電波を反射する性質を持つ金属製部材等）で覆われたＸ線撮影室（図示せず）に設けられており、コンソール３は、Ｘ線技師等の操作者が待機するＸ線制御室（図示せず）に設けられている。このため、検出器通信部１４３が無線で信号の送受信を行うものである場合には、Ｘ線撮影室内に図示しない無線中継器を設け、この無線中継器を介してコンソール３との間で信号の送受信が可能なように構成する。   The detector communication unit 143 transmits / receives a signal to / from the console 3 via the interface 34 (referred to as “I / F” in FIG. 2) of the console 3, and transmits X-ray image data to the console 3. It is a functional part that can be used. In general, the X-ray imaging apparatus 1 is, for example, an X-ray imaging room covered with an X-ray shielding member such as a lead plate (a metal member having a property of suppressing transmission of radio waves or a property of reflecting radio waves). The console 3 is provided in an X-ray control room (not shown) in which an operator such as an X-ray engineer waits. For this reason, when the detector communication unit 143 transmits and receives signals wirelessly, a radio repeater (not shown) is provided in the X-ray imaging room, and signals are transmitted to and from the console 3 via the radio repeater. It is configured to be able to send and receive.

検出器制御部１４４は、検出器通信部１４３が受信した制御信号に基づいて、Ｘ線検出器１４に配設された各部を制御する。具体的には、検出器制御部１４４は、パネル１４１の画素毎に検出されたＸ線照射量に基づいた信号の読み取りを行ったり、この読み取りの結果得られたＸ線画像データを検出器通信部１４３を介してコンソール３に送信する。   The detector control unit 144 controls each unit provided in the X-ray detector 14 based on the control signal received by the detector communication unit 143. Specifically, the detector control unit 144 reads a signal based on the X-ray irradiation amount detected for each pixel of the panel 141, and detects the X-ray image data obtained as a result of the reading by detector communication. To the console 3 via the unit 143.

回折格子保持構造体１７は、例えば、図３に示すように、枠状に形成された部材であり、回折格子保持構造体１７の一方の面には第一回折格子１５が保持され、他方の面には第二回折格子１６が保持されている。回折格子保持構造体１７は、第一回折格子１５及び第二回折格子１６が床面とほぼ平行に配置されるように支持基台１１の支持部材１１１に緩衝部材１７１を介して固定されている。
なお、緩衝部材１７１は、緩衝部材１９と同様、例えば硬質ゴムや各種樹脂等で形成されているが、緩衝部材１７１を形成する材料はこれらに限定されない。 The diffraction grating holding structure 17 is, for example, a member formed in a frame shape as shown in FIG. 3. The first diffraction grating 15 is held on one surface of the diffraction grating holding structure 17, and the other A second diffraction grating 16 is held on the surface. The diffraction grating holding structure 17 is fixed to the support member 111 of the support base 11 via the buffer member 171 so that the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 are arranged substantially parallel to the floor surface. .
The buffer member 171 is formed of, for example, hard rubber or various resins as with the buffer member 19, but the material forming the buffer member 171 is not limited thereto.

回折格子保持構造体１７は、前述のように前記被写体台１３と別体構造となっており、回折格子保持構造体１７と被写体台１３とには、被写体台１３に加わる力及び振動を緩衝する緩衝手段１９、１７１がそれぞれ配置されている。これにより、被写体台１３に力がかかったり被写体Ｈが動くこと等により振動が生じたりした場合でも、回折格子保持構造体１７に保持された第一回折格子１５及び第二回折格子１６の位置関係にずれが生じる等の影響が生じないようになっている。   As described above, the diffraction grating holding structure 17 has a separate structure from the subject table 13, and the diffraction grating holding structure 17 and the subject table 13 buffer the force and vibration applied to the subject table 13. Buffer means 19 and 171 are arranged, respectively. As a result, even when a force is applied to the subject table 13 or a vibration occurs due to the subject H moving, the positional relationship between the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 held by the diffraction grating holding structure 17. Thus, there is no influence such as the occurrence of a shift.

本実施形態においては、図４に示すように、Ｘ線照射部１２から照射され被写体Ｈを透過したＸ線が、第一回折格子１５及び第二回折格子１６を透過してＸ線検出器１４に入射するようになっており、Ｘ線照射部１２、第一回折格子１５及び第二回折格子１６によってタルボ干渉計が構成される。なお、タルボ干渉計が構成される条件については後述する。   In the present embodiment, as shown in FIG. 4, X-rays emitted from the X-ray irradiator 12 and transmitted through the subject H pass through the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16, and the X-ray detector 14. The Talbot interferometer is constituted by the X-ray irradiator 12, the first diffraction grating 15, and the second diffraction grating 16. The conditions for configuring the Talbot interferometer will be described later.

図５は、第一回折格子１５の図４におけるＩ−Ｉ断面図である。
図４及び図５に示すように、第一回折格子１５は、基板１５１と、この基板１５１に配置された複数の回折部材１５２と、隣接する回折部材１５２の間各々を埋めて、隣接する回折部材１５２を保持する保持部材１５３を有し、被写体台１３及びこれに保持された被写体Ｈを透過して照射されたＸ線を回折することにより後述するタルボ効果を生じさせるものである。基板１５１は、例えばガラス等により形成されている。なお、基板１５１の、回折部材１５２が配置されている面を回折格子面１５３とする。 5 is a cross-sectional view of the first diffraction grating 15 taken along the line II in FIG.
As shown in FIGS. 4 and 5, the first diffraction grating 15 includes a substrate 151, a plurality of diffractive members 152 arranged on the substrate 151, and an adjacent diffractive member 152 so as to embed each other. A holding member 153 for holding the member 152 is provided, and a Talbot effect to be described later is generated by diffracting X-rays transmitted through the subject table 13 and the subject H held thereon. The substrate 151 is made of, for example, glass. Note that a surface of the substrate 151 on which the diffraction member 152 is disposed is a diffraction grating surface 153.

複数の回折部材１５２は、いずれも、Ｘ線照射部１２から照射されるＸ線の照射方向に直交する一方向（例えば、本実施形態では図４における上下方向）に延びる線状の部材である。
各回折部材１５２の厚みはほぼ等しくなっており、例えば、吸収型回折格子の場合、１０μｍ以上１００μｍ以下が好ましく、位相型回折格子の場合、１μｍ以上１０μｍ以下が好ましい。 Each of the plurality of diffraction members 152 is a linear member extending in one direction (for example, the vertical direction in FIG. 4 in the present embodiment) orthogonal to the X-ray irradiation direction irradiated from the X-ray irradiation unit 12. .
For example, in the case of an absorption type diffraction grating, the thickness is preferably 10 μm or more and 100 μm or less, and in the case of a phase type diffraction grating, it is preferably 1 μm or more and 10 μm or less.

また、複数の回折部材１５２の配置間隔（格子周期）ｄ１（図５参照）は一定であり、つまり複数の回折部材１５２の配置間隔は等間隔であり、２μｍ以上１０μｍ以下の間隔が好ましい。 In addition, the arrangement interval (grating period) d 1 (see FIG. 5) of the plurality of diffraction members 152 is constant, that is, the arrangement intervals of the plurality of diffraction members 152 are equal intervals, and an interval of 2 μm or more and 10 μm or less is preferable.

第二の回折格子１６は吸収型回折格子であることが好ましく、また、第一の回折格子１５は吸収型回折格子であっても良く、この場合、複数の回折部材１５２を構成する材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば金、銀、白金等の金属を用いることができる。回折部材１５２は、例えば基板１５１の上にこれらの金属をめっき、蒸着等することにより形成される。
第一の回折格子１５は、位相型回折格子であることが好ましく、この場合、回折部材１５２は、回折部材１５２に照射されたＸ線の位相速度を変化させるものであり、回折部材１５２としては、照射されるＸ線に対して（１／３）×π以上（２／３）×π以下（特に、（３／８）×π以上（５／８）×π以下、理想的には（１／２）×π）の位相シフト量を与える、いわゆる位相型回折格子を構成するものであることが好ましい。Ｘ線はかならずしも単色である必要はなく、上記条件を満たす範囲のエネルギー幅（つまり波長スペクトル幅）を有しても構わない。 The second diffraction grating 16 is preferably an absorption diffraction grating, and the first diffraction grating 15 may be an absorption diffraction grating. In this case, as a material constituting the plurality of diffraction members 152, Those having excellent X-ray absorptivity are preferable. For example, metals such as gold, silver and platinum can be used. The diffractive member 152 is formed by, for example, plating or vapor-depositing these metals on the substrate 151.
The first diffraction grating 15 is preferably a phase type diffraction grating. In this case, the diffraction member 152 changes the phase velocity of the X-rays irradiated to the diffraction member 152. As the diffraction member 152, (1/3) × π or more and (2/3) × π or less (particularly, (3/8) × π or more and (5/8) × π or less, ideally ( It is preferable to constitute a so-called phase type diffraction grating that gives a phase shift amount of 1/2) × π). The X-ray does not necessarily have to be monochromatic, and may have an energy width (that is, a wavelength spectrum width) in a range that satisfies the above conditions.

図６は、第二回折格子１６の図４におけるII−II断面図である。
図４及び図６に示すように、第二回折格子１６は、前記第一回折格子１５と同様に、基板１６１と複数の回折部材１６２とを備えている。なお、基板１６１の、回折部材１６２が配置されている面を回折格子面１６３とする。
また、第一回折格子１５及び第二回折格子１６は、例えば、特開２００６−２５９２６４号公報に記載の方法など公知の方法で作成できるが、公知でない方法で作成してもよい。 6 is a cross-sectional view of the second diffraction grating 16 taken along the line II-II in FIG.
As shown in FIGS. 4 and 6, the second diffraction grating 16 includes a substrate 161 and a plurality of diffraction members 162, similarly to the first diffraction grating 15. Note that a surface of the substrate 161 on which the diffraction member 162 is disposed is a diffraction grating surface 163.
Moreover, although the 1st diffraction grating 15 and the 2nd diffraction grating 16 can be produced by well-known methods, such as the method of Unexamined-Japanese-Patent No. 2006-259264, for example, you may produce by a method not known.

第二回折格子１６は、その回折部材１６２の延在方向が、第一回折格子１５の回折部材１５２の延在方向とほぼ一致するような配置で回折格子保持構造体１７に保持されており、第一回折格子１５により回折されたＸ線を回折することにより、画像コントラストを形成する構成となっている。第二回折格子１６については、回折部材１６２をより厚くした振幅型回折格子であることが望ましいが、第一回折格子１５と同様の構成とすることも可能である。各回折部材１５２の厚みはほぼ等しく、例えば、吸収型回折格子の場合、２０μｍ以上２００μｍ以下が好ましく、位相型回折格子の場合、１μｍ以上１０μｍ以下が好ましい。   The second diffraction grating 16 is held by the diffraction grating holding structure 17 in such an arrangement that the extending direction of the diffraction member 162 substantially coincides with the extending direction of the diffraction member 152 of the first diffraction grating 15. The image contrast is formed by diffracting the X-rays diffracted by the first diffraction grating 15. The second diffraction grating 16 is desirably an amplitude type diffraction grating in which the diffraction member 162 is made thicker, but may have the same configuration as the first diffraction grating 15. For example, in the case of an absorption type diffraction grating, the thickness is preferably 20 μm or more and 200 μm or less, and in the case of a phase type diffraction grating, it is preferably 1 μm or more and 10 μm or less.

次に、Ｘ線照射部１２、第一回折格子１５及び第二回折格子１６がタルボ干渉計を構成する条件を説明する。
まず、Ｘ線の可干渉性から、回折部材にほぼ直交する方向におけるＸ線源の焦点径ａ、スリット４６から第一回折格子１５までの距離Ｌ（図１，図７参照）、第一回折格子１５から第二回折格子１６までの距離Ｚ１（図１，図７参照）、第二回折格子１６からＸ線検出器までの距離Ｚ２（図１，図７参照）、照射するＸ線のピーク波長λｐとすると、第一回折格子１５の回折部材の間隔ｄ１（図５参照）、及び、第二回折格子１６の回折部材の間隔ｄ２（図６参照）は、各々下記式（１）及び（２）を満たすことが好ましい。
ｄ１＜（Ｌ／ａ）×λｐ ・・・（１）
ｄ２＜｛（Ｌ＋Ｚ１）／ａ｝×λｐ ・・・（２） Next, the conditions under which the X-ray irradiation unit 12, the first diffraction grating 15, and the second diffraction grating 16 constitute a Talbot interferometer will be described.
First, from the coherence of X-rays, the focal length a of the X-ray source in the direction substantially orthogonal to the diffraction member, the distance L from the slit 46 to the first diffraction grating 15 (see FIGS. 1 and 7), the first diffraction Distance Z 1 from the grating 15 to the second diffraction grating 16 (see FIGS. 1 and 7), distance Z 2 from the second diffraction grating 16 to the X-ray detector (see FIGS. 1 and 7), and X-rays to be irradiated , The distance d 1 (see FIG. 5) between the diffraction members of the first diffraction grating 15 and the distance d 2 (see FIG. 6) between the diffraction members of the second diffraction grating 16 are respectively expressed by the following formulas ( It is preferable to satisfy 1) and (2).
d 1 <(L / a) × λp (1)
d 2 <{(L + Z 1 ) / a} × λp (2)

また、第一回折格子１５と第二回折格子１６との距離Ｚ１は、第一回折格子１５が吸収型回折格子であることを前提にすれば、いずれかの自然数ｍにおいて、下記式（３）で示す条件を満たすことが理想である。
Ｚ１＝ｍ×（ｄ１ ２／λｐ） ・・・（３） Further, the distance Z 1 between the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 is given by the following formula (3) in any natural number m, assuming that the first diffraction grating 15 is an absorption diffraction grating. It is ideal to satisfy the conditions indicated by
Z 1 = m × (d 1 2 / λp) (3)

実際は、いずれかの自然数ｍにおいて、下記式（４）で示す条件を満たすことが好ましい。
（ｍ−１／８）×（ｄ１ ２／λ）≦Ｚ１≦（ｍ＋１／８）×（ｄ１ ２／λｐ） ・・・（４） Actually, it is preferable that the condition shown by the following formula (4) is satisfied in any natural number m.
(M-1 / 8) × (d 1 2 / λ) ≦ Z 1 ≦ (m + 1/8) × (d 1 2 / λp) (4)

また、第一回折格子１５と第二回折格子１６との距離Ｚ１は、第一回折格子１５が位相型回折格子であることを前提にすれば、いずれかの自然数ｍにおいて、下記式（５）で示す条件を満たすことが理想である。
Ｚ１＝（ｍ−１／２）×（ｄ１ ２／λｐ） ・・・（５） Further, the distance Z 1 between the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 is given by the following formula (5) in any natural number m, assuming that the first diffraction grating 15 is a phase type diffraction grating. It is ideal to satisfy the conditions indicated by
Z 1 = (m−1 / 2) × (d 1 2 / λp) (5)

実際は、いずれかの自然数ｍにおいて、下記式（６）で示す条件を満たすことが好ましい。
（ｍ−５／８）×（ｄ１ ２／λｐ）≦Ｚ１≦（ｍ−３／８）×（ｄ１ ２／λｐ） ・・・（６） Actually, it is preferable that the condition shown by the following formula (6) is satisfied in any natural number m.
(M-5 / 8) × (d 1 2 / λp) ≦ Z 1 ≦ (m−3 / 8) × (d 1 2 / λp) (6)

なお、上記式（３）〜（６）において、
λｐ：Ｘ線照射部から照射されるＸ線のピーク波長、
Ｚ１：第一回折格子から第二回折格子までの距離（図７参照）、
ｄ１：第一回折格子の回折部材の間隔（図５参照）
である。 In the above formulas (3) to (6),
λp: peak wavelength of X-rays irradiated from the X-ray irradiation unit,
Z 1 : distance from the first diffraction grating to the second diffraction grating (see FIG. 7),
d 1 : Distance between the diffraction members of the first diffraction grating (see FIG. 5)
It is.

ここで、タルボ効果とは、平面波が回折格子を通過したとき、位相型回折格子の場合、上記式（１）又は（３）の式で与えられる距離において回折格子の自己像を形成することである。但し、上記式（２）又は（４）の式を満たす距離であれば、若干ぼけているが充分下記の現象が生じる。
本実施形態の場合、Ｘ線照射部１２から照射されたＸ線は、被写体Ｈを透過することにより被写体ＨによるＸ線の位相のずれが生じるので、第一回折格子１５に入射するＸ線の波面が歪んでいる。したがって、第一回折格子１５の自己像はそれに依存して変形している。続いて、Ｘ線は、第二回折格子１６を通過する。その結果、上記の変形した第一回折格子１５の自己像と第二回折格子１６との重ね合わせにより、Ｘ線に画像コントラストが生じる。この画像コントラストは一般にモアレ縞となっており、Ｘ線検出器１４により検出することができる。生成されたモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受けている。その変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によってＸ線が曲げられた角度に比例している。したがって、Ｘ線検出器１４で検出されたモアレ縞を解析することにより、被写体Ｈ及びその内部の構造を検出することができる。 Here, the Talbot effect means that when a plane wave passes through a diffraction grating, in the case of a phase type diffraction grating, a self-image of the diffraction grating is formed at a distance given by the expression (1) or (3). is there. However, if the distance satisfies the above formula (2) or (4), the following phenomenon occurs sufficiently, although slightly blurred.
In the case of the present embodiment, the X-rays irradiated from the X-ray irradiating unit 12 pass through the subject H, causing a phase shift of the X-rays due to the subject H. Therefore, the X-rays incident on the first diffraction grating 15 The wavefront is distorted. Therefore, the self-image of the first diffraction grating 15 is deformed depending on it. Subsequently, the X-ray passes through the second diffraction grating 16. As a result, the superposition of the deformed self-image of the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 causes an image contrast in the X-ray. This image contrast is generally moiré fringes and can be detected by the X-ray detector 14. The generated moire fringes are modulated by the subject H. The amount of modulation is proportional to the angle at which the X-ray is bent by the refraction effect of the subject H. Therefore, by analyzing the moiré fringes detected by the X-ray detector 14, the subject H and its internal structure can be detected.

また、間隔Ｌを、Ｘ線屈折レンズを用いたフィルタ４０を用いた場合、フィルタ４０のスリット４６と第一回折格子１５との間隔、Ｘ線屈折レンズを用いたフィルタ４０を用いない場合、Ｘ線管１２２と第一回折格子１５との間隔とすると、間隔Ｌと第一回折格子１５の格子周期ｄ１との比は、Ｘ線検出器１４がモアレ縞（又はモアレ縞を解析することによって得られる微分位相差画像、位相差画像）を検出可能な程度に、フィルタ４０のスリット４６又はＸ線管１２２と第二回折格子１６との間隔（Ｌ＋Ｚ１）と第二回折格子１６の格子周期ｄ２との比になるのが、後述するように微小角θだけで縞の間隔を調整するのに理想的である。即ち、下記式（７）を満たすことが、後述するように微小角θだけで縞の間隔を調整するのに理想的である。
ｄ１／Ｌ＝ｄ２／（Ｌ＋Ｚ１） ・・・（７） Further, when the filter 40 using the X-ray refraction lens is used, the interval L is the interval between the slit 46 of the filter 40 and the first diffraction grating 15, and when the filter 40 using the X-ray refraction lens is not used, Assuming that the distance between the ray tube 122 and the first diffraction grating 15 is the ratio between the distance L and the grating period d 1 of the first diffraction grating 15, the X-ray detector 14 analyzes the moire fringes (or the moire fringes). The distance (L + Z 1 ) between the slit 46 or the X-ray tube 122 of the filter 40 and the second diffraction grating 16 and the grating period of the second diffraction grating 16 are such that the obtained differential phase difference image and phase difference image) can be detected. The ratio to d 2 is ideal for adjusting the stripe interval only by the small angle θ, as will be described later. That is, satisfying the following formula (7) is ideal for adjusting the stripe interval only by the minute angle θ as will be described later.
d 1 / L = d 2 / (L + Z 1 ) (7)

なお、第一回折格子１５又は第二回折格子１６の回折部材１５２，１６２が、Ｘ線源２とＸ線検出器１４を通る仮想的な軸のまわりに相対的に微小角θだけ回転して配置してあるとする。θの大きさによって、発生するモアレ縞の間隔が変わる。被写体Ｈが無いとすると、モアレ縞の間隔はｄ３／θで与えられる。ここでｄ３は第一回折格子１５の回折部材１５２相互間の間隔を、フィルタ４０のスリット４６又はＸ線管１２２の中心からＸ線検出面（すなわち、Ｘ線検出器１４）に投影した間隔であり、また、第二回折格子１６の回折部材１６２相互間の間隔を、フィルタ４０のスリット４６又はＸ線管１２２の中心からＸ線検出面（すなわち、Ｘ線検出器１４）に投影した間隔である。
微小角θを変えるための機構（例えば、第一回折格子１５及び第二回折格子１６の一方を他方に対して相対的に回転させる機構）を備えれば、観察に好ましいようにモアレ縞を調整することが可能となる。また、微小角θをほぼゼロになるように調整すれば、被写体Ｈに対応する部分以外では（つまり非変調部分では）モアレ縞は現れない。その結果、得られたＸ線画像では、被写体Ｈによる吸収コントラストのみが現れる。 Note that the diffraction members 152 and 162 of the first diffraction grating 15 or the second diffraction grating 16 are relatively rotated by a minute angle θ around a virtual axis passing through the X-ray source 2 and the X-ray detector 14. Assume that they are placed. The interval between the generated moire fringes varies depending on the magnitude of θ. If there is no subject H, the moire fringe spacing is given by d 3 / θ. Here, d 3 is the distance between the diffraction members 152 of the first diffraction grating 15 projected from the slit 46 of the filter 40 or the center of the X-ray tube 122 onto the X-ray detection surface (that is, the X-ray detector 14). Further, the interval between the diffraction members 162 of the second diffraction grating 16 is projected from the center of the slit 46 of the filter 40 or the X-ray tube 122 onto the X-ray detection surface (that is, the X-ray detector 14). It is.
If a mechanism for changing the minute angle θ (for example, a mechanism for rotating one of the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 relative to the other) is provided, the moire fringes are adjusted as preferable for observation. It becomes possible to do. Further, if the minute angle θ is adjusted to be substantially zero, moire fringes do not appear in portions other than the portion corresponding to the subject H (that is, in the non-modulated portion). As a result, only the absorption contrast due to the subject H appears in the obtained X-ray image.

なお、第一回折格子１５及び第二回折格子１６を所定位置に配置したまま、吸収コントラストのみのＸ線画像を得る必要が無ければ、上述の式（５）の条件を満たす必要はなく、Ｘ線検出器１４で検出可能な縞の間隔になるように、適宜、ｄ１、ｄ２、θを選択すればよい。 If it is not necessary to obtain an X-ray image with only the absorption contrast while the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 are arranged at predetermined positions, the condition of the above equation (5) need not be satisfied. D 1, d 2, and θ may be selected as appropriate so that the spacing between the stripes that can be detected by the line detector 14 is obtained.

そして、フィルタ４０のスリット４６又はＸ線管１２２と第一回折格子１５との間隔Ｌと第一回折格子１５の格子周期ｄ１との比は、Ｘ線検出器１４がモアレ縞（又はモアレ縞を解析することによって得られる微分位相差画像、位相差画像）を検出可能な程度に、（フィルタ４０のスリット４６又はＸ線管１２２と第二回折格子１６との間隔（Ｌ＋Ｚ１）と第二回折格子１６の格子周期ｄ２との比に近いことが好ましい。）
フィルタ４０のスリット４６又はＸ線管１２２と第二回折格子１６との間隔（Ｌ＋Ｚ１）と第二回折格子１６の格子周期ｄ２との比に近いとは、Ｘ線検出器で発生する縞の変化を検出できる程度に近いことを意味し、好ましくは、Ｘ線検出器の画素ピッチＰ３とすると、下記式（８）を満たすことである。
［１−（ｄ１／Ｌ）×｛（Ｌ＋Ｚ１＋Ｚ２）／Ｐ３｝］×（ｄ１／Ｌ）≦ｄ２／（Ｌ＋Ｚ１）≦［１＋（ｄ１／Ｌ）×｛（Ｌ＋Ｚ１＋Ｚ２）／Ｐ３｝］×（ｄ１／Ｌ） ・・・（８） The ratio of the distance L between the slit 46 or the X-ray tube 122 of the filter 40 and the first diffraction grating 15 to the grating period d 1 of the first diffraction grating 15 is determined by the X-ray detector 14 being moire fringes (or moire fringes). (The differential phase difference image, the phase difference image) obtained by analyzing the difference between (the slit (46) of the filter 40 or the X-ray tube 122 and the second diffraction grating 16 (L + Z 1 )) and the second. it is preferably close to the ratio of the grating period d 2 of the diffraction grating 16.)
The fact that it is close to the ratio of the distance (L + Z 1 ) between the slit 46 or the X-ray tube 122 of the filter 40 and the second diffraction grating 16 to the grating period d 2 of the second diffraction grating 16 indicates fringes generated by the X-ray detector. This means that it is close to the extent that it can detect the change of the above, and preferably, the pixel pitch P 3 of the X-ray detector satisfies the following equation (8).
[1- (d 1 / L) × {(L + Z 1 + Z 2 ) / P 3 }] × (d 1 / L) ≦ d 2 / (L + Z 1 ) ≦ [1+ (d 1 / L) × {(L + Z 1 + Z 2 ) / P 3 }] × (d 1 / L) (8)

また、本実施形態において、回折格子保持構造体１７は、第一回折格子１５をその回折格子面１５３と平行で、かつ、回折部材１５２の延在方向に交差する方向に移動可能に保持しており、第一回折格子１５の一端部には、電圧を印加することにより変形する圧電アクチュエータ２０（図２及び以下の説明において単に「アクチュエータ」とする。）が設けられている。   In the present embodiment, the diffraction grating holding structure 17 holds the first diffraction grating 15 so as to be movable in a direction parallel to the diffraction grating surface 153 and intersecting the extending direction of the diffraction member 152. The first diffraction grating 15 is provided with a piezoelectric actuator 20 (hereinafter simply referred to as “actuator” in FIG. 2 and the following description) that is deformed by applying a voltage.

アクチュエータ２０は、コンソール３からの指示信号に従って動作し、第一回折格子１５を、第一回折格子１５の回折格子面１５３とほぼ平行であり、かつ、その回折部材１５２の延在方向にほぼ交差する方向に移動させる駆動手段である。
アクチュエータ２０が駆動することにより、第一回折格子１５は第二回折格子１６に対して相対的に並進移動するようになっている。 The actuator 20 operates in accordance with an instruction signal from the console 3, and the first diffraction grating 15 is substantially parallel to the diffraction grating surface 153 of the first diffraction grating 15 and substantially intersects with the extending direction of the diffraction member 152. It is a drive means to move to the direction to do.
When the actuator 20 is driven, the first diffraction grating 15 is translated relative to the second diffraction grating 16.

図２に示すコンソール３には、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ(Read Only Memory)、ＲＡＭ（Random Access Memory）（いずれも図示せず）を備える制御装置３１が備えられている。
制御装置３１には、操作者が撮影準備指示や撮影指示、指示内容を入力する入力装置３２、Ｘ線画像などを表示する表示装置３３、Ｘ線撮影装置１の各部と接続されているインターフェース３４、画像情報を記憶する画像記憶部３５、及びコンソール３の各部に電力を供給するコンソール電源部３６等がバスを介して接続されている。 The console 3 shown in FIG. 2 includes a control device 31 including a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), and a RAM (Random Access Memory) (all not shown).
The control device 31 includes an input device 32 for inputting an imaging preparation instruction, an imaging instruction, and instruction contents, a display device 33 for displaying an X-ray image, and an interface 34 connected to each part of the X-ray imaging apparatus 1. An image storage unit 35 that stores image information, a console power supply unit 36 that supplies power to each unit of the console 3, and the like are connected via a bus.

入力装置３２としては、例えば、Ｘ線照射要求スイッチやタッチパネル、マウス、キーボード、ジョイスティック等を用いることが可能であり、入力装置３２の操作により、例えばＸ線管電圧やＸ線管電流、Ｘ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング、撮影部位、撮影方法等のＸ線撮影制御条件、画像処理条件、画像出力条件、Ｘ線検出器選択情報（複数の撮影装置がコンソール３に接続されている場合）、オーダ選択情報、被写体ＩＤ等の指示内容が入力される。   For example, an X-ray irradiation request switch, a touch panel, a mouse, a keyboard, a joystick, or the like can be used as the input device 32. For example, an X-ray tube voltage, an X-ray tube current, or an X-ray can be operated by operating the input device 32. X-ray imaging conditions such as irradiation time, X-ray imaging control conditions such as imaging timing, imaging region, imaging method, image processing conditions, image output conditions, X-ray detector selection information (a plurality of imaging devices are connected to the console 3 If there is an instruction), instruction selection information such as order selection information and subject ID is input.

表示装置３３は、例えば、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイや液晶ディスプレイ等であり、表示装置３３は、コンソール３の制御装置３１の制御により、Ｘ線撮影条件や画像処理条件等の文字及びＸ線画像を表示する。   The display device 33 is, for example, a CRT (Cathode Ray Tube) display, a liquid crystal display, or the like. The display device 33 is controlled by the control device 31 of the console 3 so that characters such as X-ray imaging conditions and image processing conditions, and X-rays are displayed. Display an image.

画像記憶部３５は、インターフェース３４を介してＸ線検出器１４から受信したＸ線画像データの一時記憶や、画像処理されたＸ線画像データの保存を行う。画像記憶部３５としては、大容量かつ高速の記憶装置であるハードディスク、ＲＡＩＤ（Redundant Array of Independent Disks）等のハードディスクアレイ、シリコンディスク等を用いることが可能である。   The image storage unit 35 temporarily stores X-ray image data received from the X-ray detector 14 via the interface 34 and stores image-processed X-ray image data. As the image storage unit 35, a hard disk that is a large-capacity and high-speed storage device, a hard disk array such as a RAID (Redundant Array of Independent Disks), a silicon disk, or the like can be used.

コンソール電源部３６は、外部電源、又は、内部電源から、コンソール３を構成する各部に電力を供給する。   The console power supply unit 36 supplies power to each unit constituting the console 3 from an external power supply or an internal power supply.

制御装置３１の内部記憶装置には、Ｘ線撮影システム１００各部を制御するための制御プログラム及び各種処理プログラムが記憶されており、ＣＰＵは、この制御プログラム及び各種処理プログラムとの協働によりＸ線撮影システム１００各部の動作を統括的に制御し、Ｘ線画像撮影を行う。   A control program and various processing programs for controlling each part of the X-ray imaging system 100 are stored in the internal storage device of the control device 31, and the CPU cooperates with the control program and the various processing programs to perform X-rays. The operation of each part of the imaging system 100 is comprehensively controlled to perform X-ray image imaging.

例えば、制御装置３１は、高電圧電源１２１からＸ線管１２２に供給する電圧を調整するように、Ｘ線撮影装置１のＸ線源制御部１２３を制御する。そして、高電圧電源１２１がＸ線管１２２に所定電圧を供給して、Ｘ線管１２２が被写体Ｈに対してＸ線を照射させ、Ｘ線検出器１４に入射したＸ線量が予め設定されたＸ線量に達すると、高電圧電源１２１がＸ線管１２２へ高電圧の供給を停止し、Ｘ線源２がＸ線の照射を停止する。   For example, the control device 31 controls the X-ray source control unit 123 of the X-ray imaging apparatus 1 so as to adjust the voltage supplied from the high voltage power supply 121 to the X-ray tube 122. Then, the high voltage power supply 121 supplies a predetermined voltage to the X-ray tube 122, the X-ray tube 122 irradiates the subject H with X-rays, and the X-ray dose incident on the X-ray detector 14 is set in advance. When the X-ray dose is reached, the high-voltage power supply 121 stops supplying high voltage to the X-ray tube 122, and the X-ray source 2 stops X-ray irradiation.

なお、本実施形態においては、制御装置３１は、Ｘ線検出器１４におけるパネル１４１からの信号の読み取り及び、アクチュエータ２０による第一回折格子１５の移動が停止しているときにＸ線源２からのＸ線の照射を行うようにＸ線源制御部１２３を制御する。
アクチュエータ２０による第一回折格子１５の移動が停止しているかどうかは、例えばアクチュエータ２０に印加される電圧を検出することにより判断することができる。
このように、回折格子が移動しているか停止しているかは、例えば、アクチュエータ２０に印加される電圧を検出するだけでなく、移動する回折格子に加速度センサ、速度センサ又は位置センサを固定して設け、このセンサの出力から検出することによって判断するようにしても良い。 In the present embodiment, the control device 31 reads the signal from the panel 141 in the X-ray detector 14 and moves from the X-ray source 2 when the movement of the first diffraction grating 15 by the actuator 20 is stopped. The X-ray source control unit 123 is controlled to perform the X-ray irradiation.
Whether the movement of the first diffraction grating 15 by the actuator 20 is stopped can be determined by detecting a voltage applied to the actuator 20, for example.
In this way, whether the diffraction grating is moving or stopped is determined by, for example, not only detecting the voltage applied to the actuator 20 but also fixing an acceleration sensor, speed sensor, or position sensor to the moving diffraction grating. The determination may be made by detecting from the output of the sensor.

また、制御装置３１は、Ｘ線検出器１４の検出器制御部１４４を動作させて、パネル１４１の画素毎に検出されたＸ線照射量に基づいた信号の読み取りを開始させ、読み取りの結果得られたＸ線画像データを検出器通信部１４３を介してコンソール３に送信させる。   In addition, the control device 31 operates the detector control unit 144 of the X-ray detector 14 to start reading a signal based on the X-ray irradiation amount detected for each pixel of the panel 141, and obtains the result of the reading. The X-ray image data thus received is transmitted to the console 3 via the detector communication unit 143.

また、制御装置３１は、アクチュエータ２０を動作させて第一回折格子１５を所定量ずつ移動させるようになっている。
本実施形態において、第一回折格子１５は、前述のようにアクチュエータ２０により、第二回折格子１６に対して相対的に並進移動する。第一回折格子１５の方向は、第一回折格子１５の回折格子面１５３とほぼ平行であり、かつ、回折部材１５２の延在方向にほぼ直交する方向である。 In addition, the control device 31 operates the actuator 20 to move the first diffraction grating 15 by a predetermined amount.
In the present embodiment, the first diffraction grating 15 is translated relative to the second diffraction grating 16 by the actuator 20 as described above. The direction of the first diffraction grating 15 is substantially parallel to the diffraction grating surface 153 of the first diffraction grating 15 and is substantially perpendicular to the extending direction of the diffraction member 152.

第一回折格子１５が第二回折格子１６に対して相対的に並進移動するに伴って、モアレ縞が移動し、第一回折格子１５の移動距離（並進距離）が第一回折格子１５の格子周期の１周期分に達すると、モアレ縞画像は元に戻る。本実施形態では、制御装置３１は、第一回折格子１５を、例えば第一回折格子１５の格子周期の１周期の整数分の１ずつ並進移動させながら複数回のＸ線撮影を行うようになっている。   As the first diffraction grating 15 translates relative to the second diffraction grating 16, the moire fringes move, and the movement distance (translation distance) of the first diffraction grating 15 is the grating of the first diffraction grating 15. When reaching one period, the moire fringe image is restored. In the present embodiment, the control device 31 performs X-ray imaging a plurality of times while translating the first diffraction grating 15 by, for example, an integral part of one period of the grating period of the first diffraction grating 15. ing.

すなわち、１回目のＸ線撮影を行うと、制御装置３１はアクチュエータ２０を動作させて第一回折格子１５を、格子周期の１周期の整数分の１ずつ、第二回折格子１６に対して相対的に並進移動させ、２回目の撮影を行う。その後制御装置３１はアクチュエータ２０を動作させて第一回折格子１５を同方向にさらに回折部材１５２の１周期の整数分の１ずつ並進移動させて３回目の撮影を行う、というように、Ｘ線撮影と第一回折格子１５の移動を複数回繰り返す。   That is, when the first X-ray imaging is performed, the control device 31 operates the actuator 20 to move the first diffraction grating 15 relative to the second diffraction grating 16 by 1 / integer of one period of the grating period. The second shot is taken. Thereafter, the control device 31 operates the actuator 20 to translate the first diffraction grating 15 further in the same direction by an integral number of one cycle of the diffraction member 152 to perform the third imaging. The photographing and the movement of the first diffraction grating 15 are repeated a plurality of times.

なお、制御装置３１はアクチュエータ２０の動作量情報を取得するようになっており、複数回の撮影動作間各々のアクチュエータ２０による第一回折格子１５の移動量に関する移動量情報を得る移動量情報取得手段として機能するようになっている。
なお、アクチュエータ２０によって第一回折格子１５を移動させる移動量は、予めデフォルトとして設定されていてもよいし、操作者が適宜任意に設定できるようになっていてもよい。 Note that the control device 31 is adapted to acquire the movement amount information of the actuator 20 and obtain movement amount information for obtaining movement amount information regarding the movement amount of the first diffraction grating 15 by each actuator 20 during a plurality of imaging operations. It is designed to function as a means.
Note that the amount of movement by which the first diffraction grating 15 is moved by the actuator 20 may be set as a default in advance, or may be arbitrarily set by the operator as appropriate.

また、本実施形態においては、Ｘ線検出器１４又は制御装置３１により、Ｘ線検出器１４固有の各画素のオフセット・ゲイン特性補正が行われる。そして、その後、オフセット・ゲイン特性補正をされたＸ線画像について、制御装置３１は、被写体Ｈ、第一回折格子１５及び第二回折格子１６を透過してＸ線検出器１４で検出されたＸ線の画像コントラスト（モアレ縞）を解析する。これにより、制御装置３１は、Ｘ線検出器１４から取得した各画素の放射線量等に基づいて、微分位相画像、及び位相差画像を算出する。また、制御装置３１は、必要に応じて被写体ＨのＸ線吸収率の違いに基づく吸収画像を取得する。   In this embodiment, the X-ray detector 14 or the control device 31 corrects the offset / gain characteristics of each pixel unique to the X-ray detector 14. Then, for the X-ray image whose offset / gain characteristics have been corrected, the control device 31 transmits the subject H, the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 and detects the X-ray detected by the X-ray detector 14. Analyze line image contrast (moire fringes). Thereby, the control apparatus 31 calculates a differential phase image and a phase difference image based on the radiation dose of each pixel acquired from the X-ray detector 14. Further, the control device 31 acquires an absorption image based on the difference in the X-ray absorption rate of the subject H as necessary.

すなわち、本実施形態においては、前述のように、第一回折格子１５を第二回折格子１６に対して相対的に並進移動させながら複数回のＸ線撮影が行われ、制御装置３１は、これらのＸ線撮影により得られた複数のＸ線撮影画像と第一回折格子１５の移動量情報とから微分位相画像を得る微分位相画像取得手段として機能する。
また、制御装置３１は、複数回のＸ線撮影により得られた複数のＸ線撮影画像と第一回折格子１５の移動量情報とから位相差画像を得る位相差画像取得手段として機能する。 That is, in the present embodiment, as described above, X-ray imaging is performed a plurality of times while the first diffraction grating 15 is translated relative to the second diffraction grating 16, and the control device 31 It functions as a differential phase image acquisition means for obtaining a differential phase image from a plurality of X-ray images obtained by X-ray imaging and the movement amount information of the first diffraction grating 15.
Further, the control device 31 functions as a phase difference image acquisition unit that obtains a phase difference image from a plurality of X-ray images obtained by a plurality of X-ray images and movement amount information of the first diffraction grating 15.

以下、微分位相画像、位相差画像の算出方法について説明する。   Hereinafter, a method for calculating the differential phase image and the phase difference image will be described.

まず、微分位相画像は、被写体Ｈによる屈折効果によってＸ線が曲げられる角度の分布像であり、制御装置３１は、下記に示す縞走査法を用いることによって、Ｘ線検出器１４により検出されたモアレ縞の現れたＸ線画像（以下、「縞画像」と称する。）を微分位相画像に変換する。   First, the differential phase image is a distribution image of the angle at which the X-ray is bent by the refraction effect by the subject H, and the control device 31 is detected by the X-ray detector 14 by using the fringe scanning method described below. An X-ray image in which moiré fringes appear (hereinafter referred to as “stripe image”) is converted into a differential phase image.

縞走査法では、第一回折格子１５及び第二回折格子１６の一方を他方に対して相対的に並進移動させながら撮影を行うが、本実施形態では、第一回折格子１５を第二回折格子１６に対して相対的に並進移動させる。   In the fringe scanning method, imaging is performed while one of the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 is translated relative to the other. In this embodiment, the first diffraction grating 15 is replaced with the second diffraction grating 15. 16 is translated relative to 16.

第一回折格子１５の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（移動量）が第一回折格子１５の格子周期の１周期に達すると、縞画像は元に戻る。縞走査法は、このような縞画像の変化を、格子周期の１周期の整数分の１ずつ第一回折格子１５を移動させながら記録し、それらを演算処理することにより微分位相画像ψ（ｘ，ｙ）を得るものである。（ｘ，ｙ）は画素の位置を示す座標である。上記移動量をξとして、縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）は一般的に、下記の式（９）により与えられる。

Figure 2008200361
As the first diffraction grating 15 moves, the moire fringes move, and when the translation distance (movement amount) reaches one period of the grating period of the first diffraction grating 15, the fringe image returns. In the fringe scanning method, such a change in the fringe image is recorded while moving the first diffraction grating 15 by an integral number of one period of the grating period, and the differential phase image φ (x , Y). (X, y) is a coordinate indicating the position of the pixel. The fringe image I (x, y) is generally given by the following equation (9), where the amount of movement is ξ.
Figure 2008200361

ここでＡｋ（ｋ＝０，１，…）は、第一回折格子１５の形状により決まる定数である。Δ（ｘ，ｙ）は、第一回折格子１５の歪み、製作誤差、および配置誤差によって被写体Ｈとは関係なく発生するコントラストの寄与を表すものである。ｄは、移動させる第一回折格子１５の格子周期、Ｚ１は、第一回折格子１５と第二回折格子１６との間隔である。今、ξをステップｄ／Ｍ（Ｍ：整数）で変化させながらＭ回のＸ線撮影を行いＭ枚の縞画像を取得するとする。式（３）においてｋ＞Ｎの項が十分小さく無視できるとすれば、Ｍ＞Ｎ＋１を満たすようにＭを選べば、下記の式（１０）が満たされる。

Figure 2008200361
Here, A k (k = 0, 1,...) Is a constant determined by the shape of the first diffraction grating 15. Δ (x, y) represents the contribution of contrast generated regardless of the subject H due to distortion, manufacturing error, and arrangement error of the first diffraction grating 15. d is a grating period of the first diffraction grating 15 to be moved, and Z 1 is an interval between the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16. Now, it is assumed that M striped images are acquired by performing M times of X-ray imaging while changing ξ at step d / M (M: integer). If the term k> N is sufficiently small in the equation (3) and can be ignored, the following equation (10) is satisfied if M is selected so as to satisfy M> N + 1.
Figure 2008200361

ａｒｇ［］は偏角の抽出を意味する。Ｉｐ（ｘ，ｙ）は、ξ＝ｐｄ／Ｍとしたときの式（３）の値である。ｄおよびＺ１は既知であり、Δ（ｘ，ｙ）は被写体Ｈが無いとき（すなわちψ（ｘ，ｙ）＝０）に同様の測定を行って予め求めることができる。したがって、以上よりψ（ｘ，ｙ）を得ることができる。 arg [] means extraction of declination. Ip (x, y) is the value of equation (3) when ξ = pd / M. d and Z 1 are known, and Δ (x, y) can be obtained in advance by performing the same measurement when the subject H is not present (that is, ψ (x, y) = 0). Therefore, ψ (x, y) can be obtained from the above.

次に、位相差画像とは、微分位相画像を積分することにより、位相のずれそのものを表す像であり、位相差画像Φ（ｘ，ｙ）と微分位相画像ψ（ｘ，ｙ）とは、下記の式（１１）で関係付けられる。

Figure 2008200361
Next, the phase difference image is an image representing the phase shift itself by integrating the differential phase image, and the phase difference image Φ (x, y) and the differential phase image ψ (x, y) are: It is related by the following formula (11).
Figure 2008200361

ここでｘは、上記縞走査法により第一回折格子１５を並進移動させる方向にあたる。これより、位相差画像Φ（ｘ，ｙ）は、微分位相画像ψ（ｘ，ｙ）をｘ軸に沿って積分することにより与えられる。   Here, x corresponds to the direction in which the first diffraction grating 15 is translated by the fringe scanning method. Thus, the phase difference image Φ (x, y) is given by integrating the differential phase image ψ (x, y) along the x axis.

位相差画像像Φ（ｘ，ｙ）は、被検体の屈折率分布をｎ（ｘ，ｙ，ｚ）として、下記の式（１２）で与えられる。

Figure 2008200361
The phase difference image Φ (x, y) is given by the following formula (12), where n (x, y, z) is the refractive index distribution of the subject.
Figure 2008200361

また、Ｘ線が物体を透過すると当該物体のＸ線吸収率の違いに応じたＸ線画像が形成され、Ｘ線検出器１４で検出される。これにより得られる画像が吸収画像であり、例えば、撮影したい被写体Ｈが人体の骨部等である場合には、このような物体のＸ線吸収率の違いに応じてＸ線画像を生成する手法によっても十分にコントラストのある画像を得ることができる。   When X-rays pass through the object, an X-ray image corresponding to the difference in X-ray absorption rate of the object is formed and detected by the X-ray detector 14. The image obtained by this is an absorption image. For example, when the subject H to be photographed is a bone part of a human body, a method of generating an X-ray image according to the difference in the X-ray absorption rate of such an object. The image with sufficient contrast can also be obtained.

なお、このような画像生成の手法は、いずれも、そのＸ線撮影の目的に応じて十分に利用可能なものであり、制御装置３１は、微分位相画像の出力時においては、微分位相画像φ（ｘ，ｙ）を生成して、表示装置３３に出力し、位相差画像の出力時においては、微分位相画像を積分して位相差画像Φ（ｘ，ｙ）を算出し、表示装置３３に出力する。また、吸収画像の出力時においては、制御装置３１は、Ｘ線の吸収コントラストに応じた吸収画像を生成して、表示装置３３に出力する。   Note that any of these image generation methods can be sufficiently used according to the purpose of the X-ray imaging, and the control device 31 can output the differential phase image φ at the time of outputting the differential phase image. (X, y) is generated and output to the display device 33. At the time of outputting the phase difference image, the differential phase image is integrated to calculate the phase difference image Φ (x, y). Output. At the time of outputting an absorption image, the control device 31 generates an absorption image corresponding to the X-ray absorption contrast and outputs the absorption image to the display device 33.

また、制御装置３１は、撮影により複数種類の画像（例えば、微分位相画像、位相差画像、吸収画像）を取得した場合には、これら複数種類の画像を相互に対応付けて画像記憶部３５に記憶するようになっている。   In addition, when a plurality of types of images (for example, differential phase images, phase difference images, and absorption images) are acquired by photographing, the control device 31 associates the plurality of types of images with each other in the image storage unit 35. It comes to memorize.

次に、本実施形態のＸ線撮影システム１００で実行されるＸ線撮影方法について図１０を参照しつつ説明する。   Next, an X-ray imaging method executed by the X-ray imaging system 100 of the present embodiment will be described with reference to FIG.

まず、被写体台１３で被写体Ｈを保持した後に、制御装置３１は撮影を開始するＸ線撮影開始信号をＸ線撮影装置１のＸ線照射部１２及びＸ線検出器１４に送信する（ステップＳ１）。このとき、制御装置３１は撮影回数Ｎを０にリセットする。   First, after holding the subject H on the subject table 13, the control device 31 transmits an X-ray imaging start signal for starting imaging to the X-ray irradiation unit 12 and the X-ray detector 14 of the X-ray imaging device 1 (step S1). ). At this time, the control device 31 resets the number N of photographings to zero.

制御装置３１からＸ線撮影開始信号が送信されると、高電圧電源１２１からＸ線管１２２に所定の電圧が供給され、Ｘ線管１２２が被写体Ｈに向けてＸ線を照射する（ステップＳ２）。被写体Ｈを透過したＸ線は、第一回折格子１５を通過する。このとき、第一回折格子１５によりＸ線が回折して、タルボ効果を生じる。さらに、Ｘ線は、第二回折格子１６を通過してＸ線検出器１４によって検出される。   When an X-ray imaging start signal is transmitted from the control device 31, a predetermined voltage is supplied from the high voltage power supply 121 to the X-ray tube 122, and the X-ray tube 122 irradiates the subject H with X-rays (step S2). ). X-rays that have passed through the subject H pass through the first diffraction grating 15. At this time, X-rays are diffracted by the first diffraction grating 15 to generate the Talbot effect. Further, the X-ray passes through the second diffraction grating 16 and is detected by the X-ray detector 14.

制御装置３１は、所定のＸ線量を照射したかを判断し（ステップＳ３）、所定のＸ線量に達していない場合（ステップＳ３；ＮＯ）には、ステップＳ２に戻ってＸ線照射を続ける。所定のＸ線量に達している場合（ステップＳ３；ＹＥＳ）には、制御装置３１は、検出器制御部１４４を動作させて、パネル１４１から各画素毎のＸ線照射量に基づく信号を読み取りＸ線画像データを取得するＸ線画像の読み取りを行わせる（ステップＳ４）。   The control device 31 determines whether or not a predetermined X-ray dose has been irradiated (step S3). If the predetermined X-ray dose has not been reached (step S3; NO), the control device 31 returns to step S2 and continues the X-ray irradiation. When the predetermined X-ray dose has been reached (step S3; YES), the control device 31 operates the detector control unit 144 to read a signal based on the X-ray irradiation dose for each pixel from the panel 141. An X-ray image for acquiring line image data is read (step S4).

制御装置３１は、Ｘ線検出器１４のＸ線画像の読み取りが終了したかを判断し（ステップＳ５）、読み取りが終了していない場合（ステップＳ５；ＮＯ）には、ステップＳ４に戻って読み取り動作を続けさせる。読み取りが終了している場合（ステップＳ５；ＹＥＳ）には、制御装置３１は、撮影回数ＮをＮ＋１にインクリメントし（ステップＳ６）、所定回数の撮影が終了したかを判断する（ステップＳ７）。   The control device 31 determines whether or not the reading of the X-ray image by the X-ray detector 14 has been completed (step S5). If the reading has not been completed (step S5; NO), the control device 31 returns to step S4 and reads it. Let the operation continue. If the reading has been completed (step S5; YES), the control device 31 increments the number of photographing N to N + 1 (step S6), and determines whether a predetermined number of photographing has been completed (step S7).

所定回数の撮影が終了していない場合（ステップＳ７；ＮＯ）には、制御装置３１は、アクチュエータ２０を動作させて、第一回折格子１５及び第二回折格子１６が所定の位置関係となるように第一回折格子１５を次（Ｎ＋１回目）の撮影の所定位置まで移動させる（ステップＳ８）。そして、制御装置３１は、第一回折格子１５が所定の撮影位置まで移動したかを判断し（ステップＳ９）、第一回折格子１５が所定の撮影位置まで移動していない場合（ステップＳ９；ＮＯ）には、ステップＳ８に戻ってアクチュエータ２０による第一回折格子１５の移動を続けさせる。   If the predetermined number of times of photographing has not been completed (step S7; NO), the control device 31 operates the actuator 20 so that the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 have a predetermined positional relationship. The first diffraction grating 15 is moved to a predetermined position for the next (N + 1) imaging (step S8). And the control apparatus 31 judges whether the 1st diffraction grating 15 moved to the predetermined imaging position (step S9), and when the 1st diffraction grating 15 has not moved to the predetermined imaging position (step S9; NO) ), The process returns to step S8 and the movement of the first diffraction grating 15 by the actuator 20 is continued.

他方、第一回折格子１５が所定の撮影位置まで移動している場合（ステップＳ９；ＹＥＳ）には、制御装置３１は、ステップ２からステップ７を繰り返すことにより、次（Ｎ＋１回目）の撮影を行う。そして、所定回数の撮影が終了した場合（ステップＳ７；ＹＥＳ）には、制御装置３１は、撮影されたＸ線画像の画像処理を行い（ステップＳ１０）、適宜微分位相画像、位相差画像、吸収画像を生成する。そして、これら生成された画像処理済の画像をそれぞれ対応付けて画像記憶部３５に保存し（ステップＳ１１）、処理を終了する。   On the other hand, when the first diffraction grating 15 has moved to the predetermined imaging position (step S9; YES), the control device 31 repeats step 2 to step 7 to perform the next (N + 1) imaging. Do. When the predetermined number of times of imaging is completed (step S7; YES), the control device 31 performs image processing of the captured X-ray image (step S10), and appropriately differentiates the differential phase image, phase difference image, and absorption. Generate an image. Then, the generated image processed images are stored in the image storage unit 35 in association with each other (step S11), and the process is terminated.

このように、所定回数の撮影の最初の回のＸ線照射開始から最後の回のＸ線照射終了までの時間は、被写体が生きた動物又は人体の場合、１０秒以下（特に３秒以下、さらに１秒以下）であることが、被写体のブレを抑えられ好ましい。
以上のように、本実施形態によれば、安価かつ小型のＸ線源で、タルボ干渉計方式で、医療診断・生物診断に利用可能な画像を得ることができる。 As described above, the time from the start of the first X-ray irradiation to the end of the last X-ray irradiation of the predetermined number of times of imaging is 10 seconds or less (particularly 3 seconds or less, particularly when the subject is a living animal or human body). Further, it is preferably 1 second or less) because blurring of the subject can be suppressed.
As described above, according to the present embodiment, it is possible to obtain an image that can be used for medical diagnosis / biological diagnosis by a Talbot interferometer method with an inexpensive and small X-ray source.

なお、本実施形態においては、Ｘ線検出器１４としてＦＰＤを例として説明したが、Ｘ線検出器１４はこれに限定されるものではない。ＦＰＤ以外にも、例えば輝尽性蛍光体シートを収納したカセッテ等をＸ線検出器１４として適用することができる。   In the present embodiment, the FPD has been described as an example of the X-ray detector 14, but the X-ray detector 14 is not limited to this. Besides the FPD, for example, a cassette containing a stimulable phosphor sheet can be used as the X-ray detector 14.

また、本実施形態においては、第一回折格子１５の一端部にアクチュエータ２０が設けられている場合を例として説明したが、アクチュエータ２０の設けられる回折格子は、第二回折格子１６であってもよい。この場合には、第一回折格子１５が固定され、第二回折格子１６がアクチュエータ２０により所定の移動量ずつ移動する。また、第一回折格子１５及び第二回折格子１６の両方にアクチュエータ２０を設け、第一回折格子１５及び第二回折格子１６を相対的に移動可能に構成してもよい。   In this embodiment, the case where the actuator 20 is provided at one end of the first diffraction grating 15 has been described as an example. However, the diffraction grating provided with the actuator 20 may be the second diffraction grating 16. Good. In this case, the first diffraction grating 15 is fixed, and the second diffraction grating 16 is moved by a predetermined amount of movement by the actuator 20. Moreover, the actuator 20 may be provided in both the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16, and the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16 may be configured to be relatively movable.

また、本実施形態においては、回折格子保持構造体１７が枠状に形成された部材である場合を例としたが、回折格子保持構造体１７は第一回折格子１５及び第二回折格子１６を一体的に保持するとともに、被写体台１３と別体に構成され被写体台１３から生じる振動や衝撃の影響を受けにくい構成となっていれば足り、回折格子保持構造体１７の形状、構造は例示したものに限定されない。   In this embodiment, the diffraction grating holding structure 17 is a member formed in a frame shape, but the diffraction grating holding structure 17 includes the first diffraction grating 15 and the second diffraction grating 16. It is sufficient if the structure is held integrally and is configured separately from the subject table 13 and is less susceptible to the effects of vibration and shock generated from the subject table 13, and the shape and structure of the diffraction grating holding structure 17 are exemplified. It is not limited to things.

また、本実施形態においては、第一回折格子１５を第二回折格子１６に対して相対的に移動させながら複数回のＸ線撮影を行い、その結果得られたＸ線画像データに基づいて微分位相画像等を生成する場合を例として説明したが、１回のＸ線撮影によって得られたＸ線画像データに基づいて微分位相画像等を生成してもよい。   In the present embodiment, X-ray imaging is performed a plurality of times while the first diffraction grating 15 is moved relative to the second diffraction grating 16, and differentiation is performed based on the X-ray image data obtained as a result. Although the case where a phase image or the like is generated has been described as an example, a differential phase image or the like may be generated based on X-ray image data obtained by one X-ray imaging.

本実施形態におけるＸ線撮影システムを構成するＸ線撮影装置１の要部構成例を示す側面図である。It is a side view which shows the principal part structural example of the X-ray imaging apparatus 1 which comprises the X-ray imaging system in this embodiment. 本実施形態におけるＸ線撮影システムの制御構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the control structure of the X-ray imaging system in this embodiment. 図１の回折格子保持構造体及びこれに保持された第一回折格子及び第二回折格子の斜視断面図である。FIG. 2 is a perspective sectional view of the diffraction grating holding structure of FIG. 1 and a first diffraction grating and a second diffraction grating held by the structure. 図１のＸ線撮影装置１におけるＸ線透過を説明する要部斜視図である。It is a principal part perspective view explaining the X-ray transmission in the X-ray imaging apparatus 1 of FIG. 図４の断面図である。FIG. 5 is a cross-sectional view of FIG. 4. 図４の断面図である。FIG. 5 is a cross-sectional view of FIG. 4. 図１のＸ線撮影装置１におけるＸ線管、被写体、第一回折格子、第二回折格子、Ｘ線検出器の位置関係を説明する説明図である。It is explanatory drawing explaining the positional relationship of the X-ray tube, a to-be-photographed object, a 1st diffraction grating, a 2nd diffraction grating, and an X-ray detector in the X-ray imaging apparatus 1 of FIG. 図１に示すＸ線撮影装置１の要部構成の変形例を示す側面図である。It is a side view which shows the modification of the principal part structure of the X-ray imaging apparatus 1 shown in FIG. Ｘ線屈折レンズの断面図である。It is sectional drawing of an X-ray refractive lens. 図１のＸ線撮影システムで実行されるＸ線撮影方法の流れを表すフローチャートである。It is a flowchart showing the flow of the X-ray imaging method performed with the X-ray imaging system of FIG.

符号の説明Explanation of symbols

１ Ｘ線撮影装置
３ コンソール
１１ 支持基台
１２ Ｘ線照射装置
１３ 被写体台
１４ Ｘ線検出器
１５ 第一回折格子
１６ 第二回折格子
１７ 回折格子保持構造体
１９ 緩衝部材（緩衝手段）
２０ アクチュエータ（駆動手段）
３１ 制御装置（制御手段）
３３ 表示装置
４０ フィルタ
４１ Ｘ線屈折レンズ
４２ Ｘ線遮蔽部材
４６ スリット
１００ Ｘ線撮影システム
１２２ Ｘ線管
１７１ 緩衝部材（緩衝手段）
Ｈ 被写体 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray imaging apparatus 3 Console 11 Support base 12 X-ray irradiation apparatus 13 Subject stand 14 X-ray detector 15 First diffraction grating 16 Second diffraction grating 17 Diffraction grating holding structure 19 Buffer member (buffer means)
20 Actuator (drive means)
31 Control device (control means)
33 Display device 40 Filter 41 X-ray refractive lens 42 X-ray shielding member 46 Slit 100 X-ray imaging system 122 X-ray tube 171 Buffer member (buffer means)
H Subject

Claims (6)

特性Ｘ線を発生するＸ線発生部を有しＸ線を照射するＸ線源と、
被写体を配置するための被写体台と、
前記被写体台を透過して照射されたＸ線を回折することによりタルボ効果を生じさせる第一の回折格子と、
前記第一の回折格子により回折されたＸ線を回折する第二の回折格子と、
前記第二の回折格子により回折されたＸ線を検出するＸ線画像検出器と、を有することを特徴とするＸ線撮影システム。 An X-ray source having an X-ray generator for generating characteristic X-rays and irradiating X-rays;
A subject table for placing the subject;
A first diffraction grating that produces a Talbot effect by diffracting X-rays transmitted through the object table;
A second diffraction grating for diffracting X-rays diffracted by the first diffraction grating;
An X-ray imaging system comprising: an X-ray image detector that detects X-rays diffracted by the second diffraction grating. 前記Ｘ線源が照射するＸ線の波長分布の半値幅が、当該Ｘ線のピーク波長の１／４倍以下であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線撮影システム。     2. The X-ray imaging system according to claim 1, wherein a half-value width of a wavelength distribution of X-rays irradiated by the X-ray source is equal to or less than ¼ times a peak wavelength of the X-rays. 前記Ｘ線源が、前記Ｘ線発生部で発生したＸ線のピーク波長を中心にバンドパスするフィルタを有することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＸ線撮影システム。     3. The X-ray imaging system according to claim 1, wherein the X-ray source includes a filter that performs band-pass centering on a peak wavelength of X-rays generated by the X-ray generation unit. 前記フィルタが、前記Ｘ線発生部で発生したＸ線のピーク波長より短波長側にＫエッジがあるＫエッジフィルタを有することを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載のＸ線撮影システム。     4. The X according to claim 1, wherein the filter has a K edge filter having a K edge on a shorter wavelength side than a peak wavelength of X-rays generated in the X-ray generation unit. X-ray system. 前記Ｘ線発生部がモリブデン又はロジウムをターゲットとするＸ線管であり、前記Ｋエッジフィルタがモリブデン又はロジウムを含有することを特徴とする請求項４に記載のＸ線撮影システム。     The X-ray imaging system according to claim 4, wherein the X-ray generation unit is an X-ray tube targeting molybdenum or rhodium, and the K edge filter contains molybdenum or rhodium. 前記第一の回折格子及び前記第二の回折格子の少なくとも一方の回折格子を移動させる駆動手段と、
前記Ｘ線源、前記Ｘ線画像検出器及び前記駆動手段を制御する制御手段と、
を備え、
前記第一回折格子及び前記第二回折格子の少なくとも一方は、所定方向に延在する回折部材が並設されたものであり、当該回折格子の回折格子面に沿い、かつ、前記回折部材に交差する方向に沿って移動可能であり、
前記制御手段は、
前記駆動手段によって前記回折格子の移動をさせておらず、かつ、前記Ｘ線画像検出器がＸ線画像の読み取りをしていない状態で、前記Ｘ線源からＸ線の照射を開始し、
前記Ｘ線源がＸ線の照射を停止した後、前記Ｘ線画像検出器がＸ線画像の読み取りを開始し、かつ、前記駆動手段が前記第一回折格子及び前記第二回折格子の少なくとも一方の移動を開始させるように制御するものであることを特徴とする請求項４又は請求項５に記載のＸ線撮影システム。
Driving means for moving at least one of the first diffraction grating and the second diffraction grating;
Control means for controlling the X-ray source, the X-ray image detector and the driving means;
With
At least one of the first diffraction grating and the second diffraction grating includes a plurality of diffraction members extending in a predetermined direction, along the diffraction grating surface of the diffraction grating and intersecting the diffraction member. Is movable along the direction to
The control means includes
In the state where the diffraction grating is not moved by the driving means and the X-ray image detector is not reading the X-ray image, X-ray irradiation is started from the X-ray source,
After the X-ray source stops X-ray irradiation, the X-ray image detector starts reading the X-ray image, and the driving means is at least one of the first diffraction grating and the second diffraction grating. 6. The X-ray imaging system according to claim 4, wherein the X-ray imaging system is controlled so as to start the movement.
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