JP2011206161A - Radiographic system and image generation method therefor - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、X線等の放射線により被検体の撮影を行う放射線撮影システム及びその画像生成方法に関し、特に、2枚の格子を用いて位相イメージングを行う放射線撮影システム及びその画像生成方法に関する。 The present invention relates to a radiation imaging system that images a subject with radiation such as X-rays and an image generation method thereof, and more particularly to a radiation imaging system that performs phase imaging using two gratings and an image generation method thereof.
X線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被検体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。X線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。 X-rays are used as a probe for seeing through the inside of a subject because they have characteristics such as attenuation depending on the atomic numbers of elements constituting the substance and the density and thickness of the substance. X-ray imaging is widely used in fields such as medical diagnosis and non-destructive inspection.
一般的なX線撮影システムでは、X線を放射するX線源とX線を検出するX線画像検出器との間に被検体を配置して、被検体の透過像を撮影する。この場合、X線源からX線画像検出器に向けて放射されたX線は、X線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性(原子番号、密度、厚さ)の差異に応じた量の減衰(吸収)を受けた後、X線画像検出器の各画素に入射する。この結果、被検体のX線吸収像がX線画像検出器により検出され画像化される。X線画像検出器としては、X線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器(FPD:Flat Panel Detector)が広く用いられている。 In a general X-ray imaging system, a subject is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects X-rays, and a transmission image of the subject is taken. In this case, the X-rays emitted from the X-ray source toward the X-ray image detector correspond to the difference in the characteristics (atomic number, density, thickness) of the substances existing on the path to the X-ray image detector. After receiving a certain amount of attenuation (absorption), it enters each pixel of the X-ray image detector. As a result, an X-ray absorption image of the subject is detected and imaged by the X-ray image detector. As an X-ray image detector, in addition to a combination of an X-ray intensifying screen and a film and a stimulable phosphor, a flat panel detector (FPD) using a semiconductor circuit is widely used.
ただし、X線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、X線吸収像としての十分な画像の濃淡(コントラスト)が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のX線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。 However, since the X-ray absorption ability is lower as a substance composed of an element having a smaller atomic number, a sufficient softness or contrast (contrast) of an X-ray absorption image cannot be obtained in a soft body tissue or soft material. There is. For example, most of the components of the cartilage part constituting the joint of the human body and the joint fluid in the vicinity thereof are water, and there is little difference in the amount of X-ray absorption between them, so that it is difficult to obtain a difference in light and shade.
このような問題を背景に、近年、被検体によるX線の強度変化に代えて、被検体によるX線の位相変化(角度変化)に基づいた画像(以下、位相コントラスト画像と称する)を得るX線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、X線が物体に入射したとき、X線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すため、位相差を利用したX線位相イメージングでは、X線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。このようなX線位相イメージングの一種として、2枚の透過型回折格子とX線画像検出器とからなるX線タルボ干渉計を用いたX線撮影システムが考案されている(例えば、特許文献1参照)。 Against this background, in recent years, instead of X-ray intensity changes by the subject, an image based on the X-ray phase change (angle change) by the subject (hereinafter referred to as a phase contrast image) is obtained. Research on line phase imaging has been actively conducted. In general, when X-rays are incident on an object, the phase exhibits a higher interaction than the intensity of the X-rays. Therefore, X-ray phase imaging using a phase difference is a weakly absorbing object with low X-ray absorption capability. Can also obtain a high-contrast image. As a kind of such X-ray phase imaging, an X-ray imaging system using an X-ray Talbot interferometer composed of two transmission diffraction gratings and an X-ray image detector has been devised (for example, Patent Document 1). reference).
X線タルボ干渉計は、被検体の背後に第1の回折格子を配置し、第1の回折格子の格子ピッチとX線波長で決まる特定距離(タルボ干渉距離)だけ下流に第2の回折格子を配置し、その背後にX線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第1の回折格子を通過したX線が、タルボ干渉効果によって自己像(縞画像)を形成する距離であり、この自己像は、X線源と第1の回折格子との間に配置された被検体とX線との相互作用(位相変化)により変調を受ける。 The X-ray Talbot interferometer has a first diffraction grating disposed behind the subject, and a second diffraction grating downstream by a specific distance (Talbot interference distance) determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength. Are arranged, and an X-ray image detector is arranged behind them. The Talbot interference distance is a distance at which X-rays that have passed through the first diffraction grating form a self-image (stripe image) due to the Talbot interference effect. This self-image is the same as the X-ray source and the first diffraction grating. Are modulated by the interaction (phase change) between the subject and the X-rays arranged between the two.
X線タルボ干渉計では、第1の回折格子の自己像と第2の回折格子との重ね合わせにより強度変調された縞画像の被検体による変化(位相ズレ)から被検体の位相コントラスト画像を取得する。この縞走査法とは、第1の回折格子に対して第2の回折格子を、第1の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第1の回折格子の格子方向(条帯方向)にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動(走査)させながら複数回の撮影を行い、X線画像検出器で得られる各画素の画素データの上記走査に対する強度変化の位相のズレ量(被検体Hがある場合とない場合とでの位相のズレ量)から位相微分像(被検体で屈折したX線の角度分布に対応)を取得する方法であり、この位相微分像を、上記の縞走査方向に沿って積分することにより被検体の位相コントラスト画像が得られる。なお、画素データは、上記走査に対して周期的に強度が変調されるため、上記走査に対する画素データのセットを、以下、「強度変調信号」と称する。 In the X-ray Talbot interferometer, the phase contrast image of the subject is obtained from the change (phase shift) caused by the subject of the fringe image whose intensity is modulated by superimposing the self-image of the first diffraction grating and the second diffraction grating. To do. In the fringe scanning method, the second diffraction grating is substantially parallel to the surface of the first diffraction grating with respect to the first diffraction grating and substantially in the grating direction (strip direction) of the first diffraction grating. In the vertical direction, a plurality of times of imaging are performed while translational movement (scanning) is performed at a scanning pitch obtained by equally dividing the lattice pitch, and the phase of intensity change with respect to the scanning of the pixel data of each pixel obtained by the X-ray image detector is detected. This is a method of obtaining a phase differential image (corresponding to the angular distribution of X-rays refracted by the subject) from the amount of deviation (phase deviation amount with and without the subject H). The phase contrast image of the subject is obtained by integrating along the fringe scanning direction. Since the intensity of the pixel data is periodically modulated with respect to the scan, the set of pixel data for the scan is hereinafter referred to as an “intensity modulation signal”.
X線タルボ干渉計を用いたX線撮影システムでは、通常、X線を焦点からコーンビーム状に放射するX線源が用いられる。このため、画質を劣化させずに、広視野を確保するためには、第1及び第2の回折格子は、X線焦点を通る線を中心軸とした凹面状(円筒面状)に配置することが望ましい。しかし、このような大型の凹面状の格子を一体的に作成することは容易ではないため、特許文献1に開示されているように、複数の小格子を凹面状に配置することが考えられる。また、特許文献1には、上記走査を行うために、各小格子ごとに設けた駆動装置により小格子を個別に移動させることと、共通の駆動装置で格子全体を移動させることが記載されている。
In an X-ray imaging system using an X-ray Talbot interferometer, an X-ray source that normally emits X-rays from a focal point in a cone beam shape is used. Therefore, in order to ensure a wide field of view without degrading the image quality, the first and second diffraction gratings are arranged in a concave shape (cylindrical surface shape) with a line passing through the X-ray focal point as a central axis. It is desirable. However, since it is not easy to integrally create such a large concave lattice, it is conceivable to dispose a plurality of small lattices in a concave shape as disclosed in
特許文献1に記載されているように、凹面状の格子を複数の小格子で形成した場合、各小格子に駆動装置を設けると、構造が複雑になり、コストも高くなるため現実的ではない。したがって、構造やコストの観点からは、格子全体を一方向に直線移動させるように共通の駆動装置を設けることが好ましい
As described in
しかしながら、上記のような凹面状の格子を直線移動させると、上記直線移動方向に対して各小格子の傾斜角が異なるため、小格子ごとに実効的な走査ピッチが異なる。例えば、格子の中央部分の小格子に対して、周辺部分の小格子は、傾斜角が大きいため、実効的な走査ピッチが実際の走査ピッチから変化する。すなわち、この場合、小格子ごとに位相ズレが生じるため、実際に被検体Hを配置して得られた位相微分像には、小格子の傾斜に起因した位相ズレがオフセットとして加算されることになる。このため、位相コントラスト画像は、小格子の傾斜が大きい周辺部ほど画質が低下するといった問題がある。 However, when the concave grating as described above is linearly moved, the inclination angle of each small grating is different with respect to the linear movement direction, so that the effective scanning pitch is different for each small grating. For example, an effective scanning pitch changes from an actual scanning pitch because the small lattice in the peripheral portion has a larger inclination angle than the small lattice in the central portion of the lattice. That is, in this case, since a phase shift occurs for each small lattice, the phase shift caused by the tilt of the small lattice is added to the phase differential image obtained by actually placing the subject H as an offset. Become. For this reason, the phase contrast image has a problem that the image quality is lowered in the peripheral portion where the inclination of the small lattice is larger.
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、小格子の傾斜に依らず一様な画質の位相コントラスト画像を得ることができる放射線撮影システム及びその画像生成方法を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide a radiation imaging system capable of obtaining a phase contrast image with uniform image quality regardless of the inclination of a small lattice and an image generation method thereof. To do.
上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影システムは、放射線を放射する放射線源と、前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第1の格子と、前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第2の格子と、前記第1の格子に対して前記第2の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第1の格子及び前記第2の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、前記一方向に対する前記第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段と、を備えたことを特徴とする。 In order to achieve the above object, a radiation imaging system of the present invention includes a radiation source that emits radiation and a plurality of arrays arranged along a virtual cylindrical surface with a virtual line passing through the focal point of the radiation source as a central axis. A plurality of small lattices arranged along a virtual cylindrical surface that is coaxial with the cylindrical surface and has a larger radius than the cylindrical surface. A second grating having a lattice line in the imaginary line direction, and the second grating relative to the first grating at a predetermined scanning pitch in one direction orthogonal to the imaginary line. Scanning means for detecting the radiation that has passed through the first grating and the second grating at each position relatively moved by the scanning means to obtain image data, and for the one direction Inclination of each small lattice of the second lattice A pitch correction amount storage means for storing a correction amount of a scanning pitch corresponding to each degree for each segment corresponding to the small lattice, and correcting the scanning pitch using the correction amount for each segment, and scanning after correction A phase differential image generating means for generating a phase differential image of the subject by calculating the phase shift amount of the intensity change of the pixel data on the basis of the pitch, and a phase contrast image by generating the phase differential image are integrated. And a phase contrast image generation means.
なお、前記補正量は、前記傾斜角度をθとした場合にcosθと表され、前記位相微分像生成手段は、走査ピッチにcosθを乗ずることにより、走査ピッチを補正することが好ましい。 The correction amount is expressed as cos θ when the tilt angle is θ, and the phase differential image generation unit preferably corrects the scanning pitch by multiplying the scanning pitch by cos θ.
また、前記第1の格子の各小格子は、吸収型格子であり、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第2の格子の小格子に投影することが好ましい。 Each of the small gratings of the first grating is preferably an absorption grating, and the radiation from the radiation source is projected as a fringe image onto the corresponding small grating of the second grating.
また、前記第1の格子の各小格子は、位相型格子であり、タルボ干渉効果により、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第2の格子の小格子に射影することも好ましい。 Each of the small gratings of the first grating is a phase type grating, and the radiation from the radiation source is projected as a fringe image onto the corresponding small grating of the second grating by the Talbot interference effect. Is also preferable.
また、本発明の放射線撮影システムは、放射線を放射する放射線源と、前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である格子と、放射線変換層で変換された電荷を収集する電荷収集電極を画素ごとに備え、各電荷収集電極が、前記仮想線と直交する方向に、互いに位相が異なるように配列された複数の線状電極群からなる放射線画像検出器と、前記仮想線と直交する方向に対する前記格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、前記各線状電極群により得られる画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段と、を備えたことを特徴とする。 Further, the radiation imaging system of the present invention comprises a radiation source that emits radiation and a plurality of small lattices arranged along a virtual cylindrical surface with a virtual line passing through the focal point of the radiation source as a central axis, Each pixel has a lattice in which the lattice line is in the imaginary line direction and a charge collection electrode that collects the charges converted by the radiation conversion layer, and each charge collection electrode is in phase with each other in a direction perpendicular to the imaginary line. A radiation image detector comprising a plurality of linear electrode groups arranged differently, and a correction amount of a scanning pitch corresponding to an inclination angle of each small lattice of the lattice with respect to a direction orthogonal to the virtual line, A pitch correction amount storage means for storing each segment corresponding to the above, and correcting the scanning pitch using the correction amount for each segment, and each linear electrode group based on the corrected scanning pitch. Phase differential image generating means for generating a phase differential image of the subject by calculating the amount of phase shift of intensity change of the pixel data obtained from the phase, and phase contrast generating a phase contrast image by integrating the phase differential image And an image generation means.
さらに、本発明の画像生成方法は、放射線を放射する放射線源と、前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第1の格子と、前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第2の格子と、前記第1の格子に対して前記第2の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第1の格子及び前記第2の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、を備えた放射線撮影システムに用いられる画像生成方法であって、前記一方向に対する前記第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶しておき、前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成し、前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成することを特徴とする。 Further, the image generation method of the present invention comprises a radiation source that emits radiation and a plurality of small lattices arranged along a virtual cylindrical surface with a virtual line passing through the focal point of the radiation source as a central axis, A first grid in which the grid line is in the virtual line direction, and a plurality of small grids arranged along a virtual cylindrical surface that is coaxial with the cylindrical surface and has a larger radius than the cylindrical surface. A second grating having the imaginary line direction, and a scanning means for moving the second grating relative to the first grating at a predetermined scanning pitch in one direction orthogonal to the imaginary line; An image used in a radiation imaging system comprising: a radiation image detector that detects image radiation that has passed through the first grating and the second grating at each position relatively moved by a scanning unit; A generation method, in the one direction The correction amount of the scanning pitch corresponding to the inclination angle of each small lattice of the second lattice is stored for each segment corresponding to the small lattice, and the scanning pitch is calculated using the correction amount for each segment. While correcting, the phase contrast image of the subject is generated by calculating the phase shift amount of the intensity change of the pixel data on the basis of the corrected scanning pitch, and the phase contrast image is integrated by integrating the phase differential image. It is characterized by generating.
本発明は、走査方向に対する第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、小格子に対応するセグメントごとに記憶しておき、セグメントごとに補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成するので、小格子の傾斜に依らず一様な画質の位相コントラスト画像を得ることができる。 In the present invention, the correction amount of the scanning pitch corresponding to the inclination angle of each small lattice of the second lattice with respect to the scanning direction is stored for each segment corresponding to the small lattice, and scanning is performed using the correction amount for each segment. The phase differential image of the subject is generated by correcting the pitch and calculating the phase shift amount of the intensity change of the pixel data on the basis of the corrected scanning pitch, so that it is uniform regardless of the inclination of the small lattice. A phase contrast image with high image quality can be obtained.
(第1実施形態)
図1において、本発明に係るX線撮影システム10は、被検体HにX線を照射するX線源11と、X線源11に対向配置され、X線源11から被検体Hを透過したX線を検出して画像データを生成する撮影部12と、撮影部12から読み出された画像データを記憶するメモリ13と、メモリ13に記憶される複数の画像データを画像処理して位相コントラスト画像を生成する画像処理部14と、画像処理部14により生成された位相コントラスト画像が記録される画像記録部15と、X線源11及び撮影部12の制御を行う撮影制御部16と、操作部やモニタからなるコンソール17と、コンソール17から入力される操作信号に基づいてX線撮影システム10の全体を統括的に制御するシステム制御部18とから構成されている。
(First embodiment)
In FIG. 1, an X-ray imaging system 10 according to the present invention is disposed so as to face an
X線源11は、高電圧発生器、X線管、コリメータ(いずれも図示せず)等から構成されており、撮影制御部16の制御に基づいて、被検体HにX線を照射する。例えば、X線管は、回転陽極型であり、高電圧発生器からの電圧に応じて、フィラメントから電子線を放出し、所定の速度で回転する回転陽極に電子線を衝突させることによりX線を発生する。回転陽極は、電子線が固定位置に当り続けることによる劣化を軽減するために回転しており、電子線の衝突部分が、X線を放射するX線焦点となっている。また、コリメータは、X線管から発せられたX線のうち、被検体Hの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限するものである。
The
撮影部12には、半導体回路からなるフラットパネル検出器(FPD)20、被検体HによるX線の位相変化(角度変化)を検出し位相イメージングを行うための第1の吸収型格子21及び第2の吸収型格子22が設けられている。FPD20は、X線源11から照射されるX線の光軸Aに沿う方向(以下、z方向いう)に検出面が直交するように配置されている。
The imaging unit 12 includes a flat panel detector (FPD) 20 made of a semiconductor circuit, a first absorption grating 21 for detecting phase change (angle change) of X-rays by the subject H, and performing phase imaging. Two
第1の吸収型格子21は、第1〜第5の小格子21a〜21eにより構成されている。第1〜第5の小格子21a〜21eは、それぞれz方向に直交する面内の一方向(以下、y方向という)に延びた短冊状の平板格子であり、X線源11のX線焦点11aを通り、かつy方向に沿う仮想線Cを中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配置されている。
The 1st absorption type | mold grating |
第2の吸収型格子22は、第1〜第5の小格子22a〜22eにより構成されており、第1の吸収型格子21とFPD20との間に配置されている。同様に、第1〜第5の小格子22a〜22eは、それぞれy方向に延びた短冊状の平板格子であり、上記仮想線Cを中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配置されている。
The second absorption type grating 22 is configured by first to fifth
第1の吸収型格子21を構成する小格子のうち、第1の小格子21aが、光軸Aに直交するように配置されている。また、第2の吸収型格子22を構成する小格子のうち、第2の小格子22aが、光軸Aに直交するように配置されている。
Of the small lattices constituting the first absorption-
図2(a)において、第1の吸収型格子21の第1〜第5の小格子21a〜21eは、それぞれ、ガラス基板等のX線透光性基板30上に、y方向に延伸したX線遮蔽部(格子線)31が、z方向及びy方向に直交する方向(以下、x方向という)に所定のピッチp1で、かつ間隔d1を空けて配列されたものである。同様に、図2(b)において、第2の吸収型格子22の第1〜第5の小格子22a〜22eは、それぞれ、X線透光性基板32上に、y方向に延伸したX線遮蔽部(格子線)33が、x方向に所定のピッチp2で、かつ間隔d2を空けて配列されたものである。
In FIG. 2A, the first to fifth
X線遮蔽部31,33の材料としては、X線吸収性に優れる金属が好ましく、例えば、金や鉛等が好ましい。なお、第1及び第2の吸収型格子21,22のスリット部(上記間隔d1,d2の領域)は、空隙でなくてもよく、高分子や軽金属等のX線低吸収材が充填されていてもよい。
As a material of the
また、撮影部12には、第2の吸収型格子22をx方向に移動させることにより、第1の吸収型格子21に対する第2の吸収型格子22との相対位置を変化させる走査機構23が設けられている(以下、走査機構23により第2の吸収型格子22を移動させることを走査といい、この移動方向を走査方向という)。走査機構23は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。走査機構23は、後述する縞走査の際に、撮影制御部16の制御に基づいて駆動されるものである。詳しくは後述するが、メモリ13には、縞走査の各走査ステップで撮影部12により得られる画像データがそれぞれ記憶される。
The imaging unit 12 has a
また、画像処理部14は、縞走査の各走査位置で撮影部12により撮影され、メモリ13に記憶された複数の画像データに基づき、位相微分像を生成する位相微分像生成部24と、この位相微分像をx方向に沿って積分することにより、位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部25と、第1〜第5の小格子22a〜22eの走査方向に対する傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を記憶するピッチ補正量記憶部26とを備える。位相コントラスト画像生成部25により生成された位相コントラスト画像は、画像記録部15に記録された後、コンソール17に出力されてモニタ(図示せず)に表示される。
The image processing unit 14 includes a phase differential
コンソール17は、モニタの他、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置(図示せず)を備えている。この入力装置としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等が用いられ、入力装置の操作により、X線管の管電圧やX線照射時間等のX線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタは、液晶ディスプレイやCRTディスプレイからなり、X線撮影条件等の文字や、上記位相コントラスト画像を表示する。
In addition to the monitor, the
図3において、FPD20は、X線を電荷に変換して蓄積する複数の画素40が、x方向及びy方向に沿ってアクティブマトリクス基板上に2次元配列されてなる受像部41と、受像部41からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路42と、各画素40に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路43とから構成されている。なお、走査回路42と各画素40とは、行毎に走査線44によって接続されており、読み出し回路43と各画素40とは、列毎に信号線45によって接続されている。画素40の配列ピッチは、x方向及びy方向にそれぞれ100μm程度である。
In FIG. 3, the
画素40は、アモルファスセレン等の変換層(図示せず)によりX線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ(図示せず)に蓄積する直接変換型のX線検出素子として構成することができる。各画素40には、TFTスイッチ(図示せず)が接続され、TFTスイッチのゲート電極が走査線44、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線45に接続される。走査回路42からの駆動パルスによってTFTスイッチがON状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線45に読み出される。
The
なお、画素40は、酸化ガドリニウム(Gd2O3)やヨウ化セシウム(CsI)等からなるシンチレータ(図示せず)でX線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード(図示せず)で電荷に変換して蓄積する間接変換型のX線検出素子として構成することも可能である。また、本実施形態では、放射線画像検出器としてTFTパネルをベースとしたFPDを用いているが、これに限られず、CCDセンサやCMOSセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種の放射線画像検出器を用いることも可能である。
Note that the
読み出し回路43は、積分アンプ、補正回路、A/D変換器(いずれも図示せず)等により構成されている。積分アンプは、各画素40から信号線45を介して出力された電荷を積分して電圧信号(画像信号)に変換する。A/D変換器は、積分アンプにより変換された画像信号を、デジタルの画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、ゲイン補正、リニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ13に入力する。
The
図4は、第1及び第2の吸収型格子21,22の断面構造を示す。第1及び第2の吸収型格子21,22は、対応する小格子同士が平行となるように配置されており、各小格子は、X線焦点11aに対向している。第2の吸収型格子22の各小格子は、それに対応する第1の吸収型格子21の小格子を通過したX線が投影されるように配置されている。すなわち、第2の吸収型格子22は、X線焦点11aを中心として第1の吸収型格子21を相似的に拡大した形状となっている。
FIG. 4 shows a cross-sectional structure of the first and second
第1及び第2の吸収型格子21,22は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部(間隔d1,d2の領域)を通過したX線を線形的に投影するように構成されている。具体的には、間隔d1,d2を、X線源11から照射されるX線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射X線に含まれる大部分のX線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述のX線管の回転陽極としてタングステンを用い、管電圧を50kVとした場合には、X線のピーク波長は、約0.4Åである。この場合には、間隔d1,d2を、1μm〜10μm程度とすれば、スリット部で大部分のX線が回折されずに線形的に投影される。この場合、格子ピッチp1,p2は、2μm〜20μm程度の大きさである。
The first and
X線源11から放射されるX線は、X線焦点11aを発光点としたコーンビーム状であるため、第1の吸収型格子21を通過して射影される投影像(以下、この投影像をG1像または縞画像と称する)は、X線焦点11aからの距離に比例して拡大される。第2の吸収型格子22の格子ピッチp2及び間隔d2は、そのスリット部が、第2の吸収型格子22の位置におけるG1像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、X線焦点11aから第1の吸収型格子21までの距離をL1、第1の吸収型格子21から第2の吸収型格子22までの距離をL2とした場合に、格子ピッチp2及び間隔d2は、次式(1)及び(2)の関係を満たすように決定される。
Since the X-rays emitted from the
第1の吸収型格子21から第2の吸収型格子22までの距離L2は、タルボ干渉計の場合には、第1の回折格子の格子ピッチとX線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本実施形態の撮影部12では、第1の吸収型格子21が入射X線を回折させずに投影させる構成であって、第1の吸収型格子21のG1像が、第1の吸収型格子21の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離L2を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
In the case of a Talbot interferometer, the distance L 2 from the first absorption type grating 21 to the second absorption type grating 22 is limited to the Talbot interference distance determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength. However, in the imaging unit 12 of the present embodiment, the first absorption type grating 21 projects the incident X-rays without diffracting, and the G1 image of the first absorption type grating 21 is the first one. because at every position of the
上記のように本実施形態の撮影部12は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第1の吸収型格子21でX線の回折が生じ、タルボ干渉効果が生じていると仮定した場合のタルボ干渉距離Zは、第1の吸収型格子21の格子ピッチp1、X線波長(ピーク波長)λ、及び正の整数mを用いて、次式(3)で表される。 As described above, the imaging unit 12 of the present embodiment does not constitute a Talbot interferometer, but it is assumed that X-ray diffraction occurs in the first absorption grating 21 and a Talbot interference effect is generated. The Talbot interference distance Z is expressed by the following equation (3) using the grating pitch p 1 of the first absorption grating 21, the X-ray wavelength (peak wavelength) λ, and a positive integer m.
本実施形態では、前述のように距離L2をタルボ干渉距離と無関係に設定することができるため、撮影部12のz方向への薄型化を目的とし、距離L2を、m=1の場合の最小のタルボ干渉距離Zより短い値に設定する。すなわち、距離L2は、次式(4)を満たす範囲の値に設定される。 In the present embodiment, it is possible to set the distance L 2 as described above irrespective of the Talbot distance, for the purpose of thinning in the z-direction of the imaging unit 12, the distance L 2, the case of m = 1 Is set to a value shorter than the minimum Talbot interference distance Z. That is, the distance L 2 is set to a value in the range satisfying the following equation (4).
X線遮蔽部31,33は、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、X線を完全に遮蔽(吸収)することが好ましいが、上記したX線吸収性に優れる材料(金や鉛等)を用いたとしても、吸収されずに透過するX線が少なからず存在する。このため、X線の遮蔽性を高めるためには、X線遮蔽部31,33のそれぞれの厚み(z方向の厚さ)をできるだけ厚くすること(すなわち、アスペクト比を高めること)が好ましい。例えば、X線管の管電圧が50kVの場合に、照射X線の90%以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、X線遮蔽部31,33の厚みは、金(Au)換算で30μm以上であることが好ましい。
The
以上のように構成された第1及び第2の吸収型格子21,22では、第1の吸収型格子21のG1像(縞画像)と第2の吸収型格子22との重ね合わせにより強度変調された縞画像がFPD20によって撮像される。第2の吸収型格子22の位置におけるG1像のパターン周期と、第2の吸収型格子22の格子ピッチp2とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じており、この微小な差異により、強度変調された縞画像にはモアレ縞が生じる。また、第1及び第2の吸収型格子21,22の格子配列方向に誤差が生じ、配列方向が同一でない場合には、いわゆる回転モアレが発生する。しかし、縞画像にこのようなモアレ縞が発生した場合でも、モアレ縞のx方向またはy方向の周期が画素40の配列ピッチより大きい範囲であれば特に問題が生じることはない。理想的にはモアレ縞を発生させないことが好ましいが、モアレ縞は、後述するように、縞走査時の走査量を確認するために利用することができる。
In the first and second absorption-
X線源11と第1の吸収型格子21との間に被検体Hを配置すると、FPD20により検出される縞画像は、被検体Hにより変調を受ける。この変調量は、被検体Hによる屈折効果によって偏向したX線の角度に比例する。したがって、FPD20で検出された縞画像を解析することによって、被検体Hの位相コントラスト画像を生成することができる。
When the subject H is disposed between the
次に、縞画像の解析方法について説明する。同図には、被検体Hのx方向に関する位相シフト分布Φ(x)に応じて屈折される1つのX線が例示されている。符号50は、被検体Hが存在しない場合に直進するX線の経路を示しており、この経路50を進むX線は、第1及び第2の吸収型格子21,22を通過してFPD20に入射する。符号51は、被検体Hが存在する場合に、被検体Hにより屈折されて偏向したX線の経路を示している。この経路51を進むX線は、第1の吸収型格子21を通過した後、第2の吸収型格子22のX線遮蔽部33により遮蔽される。
Next, a fringe image analysis method will be described. In the figure, one X-ray refracted according to the phase shift distribution Φ (x) in the x direction of the subject H is illustrated.
被検体Hの位相シフト分布Φ(x)は、被検体Hの屈折率分布をn(x,z)、zをX線の進む方向として、次式(5)で表される。 The phase shift distribution Φ (x) of the subject H is expressed by the following equation (5), where n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H and z is the direction in which the X-ray travels.
第1の吸収型格子21から第2の吸収型格子22の位置に投射されたG1像は、被検体HでのX線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけx方向に変位することになる。この変位量Δxは、X線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式(6)で表される。 The G1 image projected from the first absorption grating 21 to the position of the second absorption grating 22 is displaced in the x direction by an amount corresponding to the refraction angle φ due to refraction of X-rays at the subject H. It will be. This displacement amount Δx is approximately expressed by the following equation (6) based on the fact that the X-ray refraction angle φ is very small.
ここで、屈折角φは、X線波長λと被検体Hの位相シフト分布Φ(x)を用いて、次式(7)で表される。 Here, the refraction angle φ is expressed by the following equation (7) using the X-ray wavelength λ and the phase shift distribution Φ (x) of the subject H.
このように、被検体HでのX線の屈折によるG1像の変位量Δxは、被検体Hの位相シフト分布Φ(x)に関連している。そして、この変位量Δxは、FPD20で検出される各画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψ(被検体Hがある場合とない場合とでの各画素40の強度変調信号の位相のズレ量)に、次式(8)のように関連している。
Thus, the displacement amount Δx of the G1 image due to X-ray refraction at the subject H is related to the phase shift distribution Φ (x) of the subject H. This displacement amount Δx is the amount of phase shift ψ of the intensity modulation signal of each
正確には、上記式(8)は、変位量Δxは、第2の吸収型格子22の走査方向に対して傾斜していない第1の小格子22aに対応する画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψと変位量Δxとを対応付ける関係式である。
Precisely, the above equation (8) indicates that the displacement Δx is the phase of the intensity modulation signal of the
したがって、各画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψを求め、式(8)に適用することにより屈折角φが求まり、さらに式(7)を適用することにより位相シフト分布Φ(x)の微分量が求まる。そして、これをxについて積分することにより、被検体Hの位相シフト分布Φ(x)、すなわち被検体Hの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。
Therefore, the phase shift amount ψ of the intensity modulation signal of each
縞走査法では、第1及び第2の吸収型格子21,22の一方を他方に対して相対的にx方向に走査しながら撮影を行う(すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う)。本実施形態では、前述の走査機構23により第2の吸収型格子22を移動させる。第2の吸収型格子22の移動に伴って、モアレ縞が移動し、走査量が格子周期の1周期に達すると(すなわち、位相変化が2πに達すると)、モアレ縞は元の位置に戻る。
In the fringe scanning method, imaging is performed while scanning one of the first and second
本実施形態では、走査方向に対して傾斜のない第1の小格子22aを基準とし、格子ピッチp2の整数分の1ずつ第2の吸収型格子22を移動させながら、FPD20で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、前述の画像処理部14内の位相微分像生成部24で演算処理することにより、各画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψを得る。なお、その他の第2〜第5の小格子22b〜22eは、走査方向に対して傾斜しているため、それぞれの実効的な走査ピッチは、傾斜角θに依存して異なる。詳しくは後述するが、前述のピッチ補正量記憶部26は、走査ピッチを、傾斜角θに応じた実効的な走査ピッチに変換するための補正量(変換係数)を保持しており、この補正量を位相微分像生成部24に供給する。
In the present embodiment, a fringe image is formed by the
図5は、格子ピッチp2をM(2以上の整数)個に分割した走査ピッチ(p2/M)ずつ第2の吸収型格子22を走査した場合のG1像と第1の小格子22aとの位置関係を示している。走査機構23は、k=0,1,2,・・・,M−1のM個の各走査位置に、第2の吸収型格子22を移動させる。なお、同図では、第2の吸収型格子22の初期位置を、被検体Hが存在しない場合における第2の吸収型格子22の位置でのG1像の暗部が、X線遮蔽部33にほぼ一致する位置(k=0)としているが、この初期位置は、k=0,1,2,・・・,M−1のうちいずれの位置としてもよい。
FIG. 5 shows the G1 image and the first small grating 22a when the second absorption grating 22 is scanned by the scanning pitch (p 2 / M) obtained by dividing the grating pitch p 2 into M (an integer of 2 or more). The positional relationship is shown. The
まず、k=0の位置では、主として、被検体Hにより屈折されなかったX線が第2の吸収型格子22を通過する。次に、k=1,2,・・・と順に第2の吸収型格子22を移動させていくと、第2の吸収型格子22を通過するX線は、被検体Hにより屈折されなかったX線の成分が減少する一方で、被検体Hにより屈折されたX線の成分が増加する。特に、k=M/2の位置では、主として、被検体Hにより屈折されたX線のみが第2の吸収型格子22を通過する。k=M/2の位置を超えると、逆に、第2の吸収型格子22を通過するX線は、被検体Hにより屈折されたX線の成分が減少する一方で、被検体Hにより屈折されなかったX線の成分が増加する。 First, at the position of k = 0, mainly the X-rays that are not refracted by the subject H pass through the second absorption type grating 22. Next, when the second absorption type grating 22 is moved in order of k = 1, 2,..., The X-rays passing through the second absorption type grating 22 were not refracted by the subject H. While the X-ray component decreases, the X-ray component refracted by the subject H increases. In particular, at the position of k = M / 2, mainly only the X-rays refracted by the subject H pass through the second absorption type grating 22. When the position of k = M / 2 is exceeded, the X-ray component passing through the second absorption grating 22 is refracted by the subject H while the X-ray component refracted by the subject H decreases. The X-ray component that has not been increased.
k=0,1,2,・・・,M−1の各位置で、FPD20により撮影を行うと、各画素40について、M個の画素データが得られる。以下に、このM個の画素データから上記各画素40の強度変調信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第2の吸収型格子22の位置kにおける各画素40の画素データをIk(x)と標記する。Ik(x)は、次式(9)で表される。
When photographing is performed by the
ここで、xは、画素のx方向に関する座標であり、I0は入射X線の強度であり、Anは強度変調信号のコントラストに対応する値である(ここで、nは正の整数である)。また、φ(x)は、上記屈折角φを画素40の座標xの関数として表したものである。
Here, x is a coordinate in the x direction of the pixel, I 0 is the intensity of the incident X-ray, and An is a value corresponding to the contrast of the intensity modulation signal (where n is a positive integer). is there). Φ (x) represents the refraction angle φ as a function of the coordinate x of the
次いで、次式(10)の関係式を用いると、上記屈折角φ(x)は、式(11)のように表される。 Next, using the relational expression of the following expression (10), the refraction angle φ (x) is expressed as the expression (11).
ここで、arg[ ]は、偏角の抽出を意味しており、上記位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素40で得られたM個の画素データ(強度変調信号)から、式(11)に基づいて位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ(x)が求まり、位相シフト分布Φ(x)の微分量が求まる。
Here, arg [] means extraction of the declination and corresponds to the phase shift amount ψ. Therefore, by calculating the phase shift amount ψ from the M pieces of pixel data (intensity modulation signal) obtained from each
具体的には、各画素40で得られたM個の画素データは、図6に示すように、第2の吸収型格子22の位置kに対して、格子ピッチp2の周期で周期的に変化する。同図中の破線は、被検体Hが存在しない場合の画素データの変化を示しており、同図中の実線は、被検体Hが存在する場合の画素データの変化を示している。この両者の波形の位相差が上記位相ズレ量ψに対応する。
Specifically, as shown in FIG. 6, M pixel data obtained in each
以上の説明では、画素40のy方向に関するy座標を考慮していないが、各y座標について同様の演算を行うことにより、x方向及びy方向に関する2次元的な位相ズレの分布ψ(x,y)が得られる。この位相ズレの分布ψ(x,y)が位相微分像に対応する。
In the above description, the y coordinate in the y direction of the
上記式(11)で求まる位相ズレ量ψ(x,y)には、小格子の傾斜角θは考慮されていないため、被検体Hのみに依存する実際の位相ズレ量を求めるには、第2〜第5の小格子22b〜22eに対応するセグメントごとに、傾斜角θに応じた実効的な走査ピッチで位相ズレ量を算出する必要がある。位相微分像生成部24は、ピッチ補正量記憶部26から供給された補正量に基づいて、各セグメントごとに、走査ピッチを実効的な走査ピッチに補正したうえで、位相ズレ量ψ(x,y)、すなわち位相微分像を算出する。
Since the phase shift amount ψ (x, y) obtained by the above equation (11) does not take into account the inclination angle θ of the small lattice, in order to obtain the actual phase shift amount that depends only on the subject H, For each segment corresponding to the second to fifth
図7は、第2〜第5の小格子22b〜22eのうちの1つの小格子を示している。小格子60は、格子周期がp2であるが、走査方向と傾斜角θをなしているため、実効的な格子周期p2’は、p2’=p2/cosθと表される。図8は、被検体Hが配置されていない場合における傾斜のない(θ=0)の小格子に対応する強度変調信号の周期p2と、傾斜角θの小格子に対応する強度変調信号の周期p2’とを示している。
FIG. 7 shows one small lattice among the second to fifth
したがって、p2/M=(p2’/M)cosθの関係が成り立つため、走査機構23により走査ピッチ(p2/M)だけ第2の吸収型格子22を移動させた場合に生じる傾斜のない小格子の位相変調量をδとすると、そのときに傾斜角θの小格子に生じる位相変調はδcosθとなる。すなわち、傾斜角θの小格子の実効的な走査ピッチは、傾斜のない場合のcosθ倍となる。この“cosθ”が、ピッチ補正量記憶部26に記憶される走査ピッチの補正量(変換係数)である。
Therefore, since the relationship of p 2 / M = (p 2 ′ / M) cos θ is established, the slope of the inclination that occurs when the second absorption type grating 22 is moved by the scanning pitch (p 2 / M) by the
次に、位相ズレ量ψの算出原理を説明する。なお、この算出原理は、「応用光学 光計測入門 谷田貝豊彦著 第ニ版 平成17年2月15日発行 丸善株式会社 (第196頁〜第198頁)」等に開示された方法に基づいている。 Next, the calculation principle of the phase shift amount ψ will be described. This calculation principle is based on the method disclosed in “Introduction to Applied Optical Measurement” by Toyohiko Yadagai, the second edition, published on February 15, 2005, Maruzen Co., Ltd. (pages 196 to 198). .
まず、被検体Hが配置されていない場合における上記走査位置kに対する画素データの変化(強度変調信号)を理想的な正弦波と仮定して、次式(12)のように表す。 First, assuming that the change (intensity modulation signal) of the pixel data with respect to the scanning position k when the subject H is not arranged is an ideal sine wave, the following expression (12) is expressed.
ここで、Ikは、上記走査位置kでの強度であり、x、y座標の標記は省略している。また、αはコントラストに対応するパラメータである。そして、δkは、次式(13)で表されるように、傾斜角θの場合の実効的な走査ピッチに相当する位相変調量である。 Here, I k is the intensity at the scanning position k, and the x and y coordinates are omitted. Α is a parameter corresponding to contrast. Δ k is a phase modulation amount corresponding to an effective scanning pitch in the case of the inclination angle θ, as represented by the following equation (13).
次に、上記式(12)を次式(14)に示すように展開する。
ここで、a0、a1、a2は、以下の通りである。 Here, a 0 , a 1 and a 2 are as follows.
次いで、被検体Hを配置した場合のIkの実測値をIk’とすると、被検体Hによる強度変調信号の位相ズレ量は、実測値Ik’から最も確からしいψを求めることにより算出される。すなわち、Ik’とIkとの差を最小にするように、a0、a1、a2を決定することにより、位相ズレ量ψが求まる。具体的には、まず、Ik’とIkとの差の指標Wを、次式(18)のように設定する。 Next, assuming that the measured value of I k when the subject H is arranged is I k ′, the phase shift amount of the intensity modulation signal by the subject H is calculated by obtaining the most probable ψ from the measured value I k ′. Is done. That is, the phase shift amount ψ can be obtained by determining a 0 , a 1 , and a 2 so as to minimize the difference between I k ′ and I k . Specifically, first, an index W of the difference between I k ′ and I k is set as in the following equation (18).
そして、指標Wを最小とするa0、a1、a2を求めるには、以下の式(19)〜(21)を解けばよい。 In order to obtain a 0 , a 1 , and a 2 that minimize the index W, the following equations (19) to (21) may be solved.
上記式(19)〜(21)は、行列表現を用いると、以下のように表される。 The above formulas (19) to (21) are expressed as follows using a matrix expression.
上記式(22)を解いて得られるa1、a2を次式(26)に代入することにより、位相ズレ量ψが求まる。なお、次式(26)は、上記式(16)及び(17)に基づいている。 By substituting a 1 and a 2 obtained by solving the above equation (22) into the following equation (26), the phase shift amount ψ is obtained. The following equation (26) is based on the above equations (16) and (17).
ピッチ補正量記憶部26は、図9に示すように、FPD20の受像部41(検出面)を第2の吸収型格子22の第1〜第5の小格子22a〜22eに対応するように区分した各セグメントSG1〜SG5に対して、上記式(13)に含まれるcosθの値(走査ピッチの補正量)を記憶しており、この値を位相微分像生成部24に供給する。位相微分像生成部24は、各画素40の画素データごとに、上記式(13)及び上記式(22)〜(26)を用いて位相ズレ量ψを算出するが、このとき、画素40が属するセグメントに対するcosθの値を上記式(13)に適用する。
As shown in FIG. 9, the pitch correction
以上のように構成されたX線撮影システム10では、X線源11と撮影部12との間に被検体Hを配置した状態で、操作者により、コンソール17から入力されると、X線源11から被検体Hに向けてX線照射が行われ、被検体Hを透過し、第1及び第2の吸収型格子21,22を通過することにより強度変調された縞画像がFPD20により検出される。この縞画像の検出動作は、第2の吸収型格子22を所定の走査ピッチずつ移動させながら、各走査位置において行われる。各検出動作で得られた縞画像は、画像データとしてメモリ13に記憶される。
In the X-ray imaging system 10 configured as described above, when the subject H is placed between the
次いで、位相微分像生成部24により、メモリ13に記憶された複数の画像データに基づき、強度変調信号の位相ズレ量ψ(x,y)が生成されるが、このとき、上記セグメントSG1〜SG5ごとにピッチ補正量記憶部26から走査ピッチの補正量(cosθ)が供給され、位相微分像生成部24は、補正後の実効的な走査ピッチを用いて位相ズレ量ψ(x,y)を算出し位相微分像を生成する。
Next, the phase differential
位相微分像生成部24により生成された位相微分像は、位相コントラスト画像生成部25により積分処理が施されて位相コントラスト画像に変換され、画像記録部15に記録された後、コンソール17のモニタに表示される。
The phase differential image generated by the phase differential
なお、傾斜角θが変化した場合等に、補正量(cosθ)を変更可能とするように、ピッチ補正量記憶部26を、データ書き換え可能なメモリ(フラッシュメモリ等)で構成することが好ましい。
Note that the pitch correction
また、上記実施形態では、第1及び第2の吸収型格子21,22を、x方向に分割された複数の小格子により構成しているが、さらに、これらの小格子を、y方向に分割してもよい。すなわち、第1及び第2の吸収型格子21,22を、マトリクス状に配列した小格子により構成してもよい。
Moreover, in the said embodiment, although the 1st and 2nd absorption type | mold grating |
また、上記実施形態では、第1の吸収型格子21を、X線遮蔽部31の間のスリット部を通過したX線を線形的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、スリット部でX線を回折することにより、いわゆるタルボ干渉効果が生じる構成(国際公開第2004/058070号等に記載の構成)としてもよい。ただし、この場合には、第1の吸収型格子21と第2の吸収型格子22との間の距離L2をタルボ干渉距離に設定する必要がある。また、この場合には、第1の吸収型格子21に代えて、位相型格子(位相型回折格子)を用いることが可能である。第1の吸収型格子21として用いた位相型格子は、タルボ干渉効果により生じる縞画像(自己像)を、FPD20に射影する。
Moreover, in the said embodiment, although the 1st absorption-type grating |
位相型格子と吸収型格子との差異は、X線高吸収材(X線遮蔽部)の厚さのみであり、X線遮蔽部の厚さは、吸収型格子の場合にはAu換算で約30μm以上と設定されるのに対し、位相型格子の場合には、1μm〜5μm程度に設定される。位相型格子は、X線高吸収材が、X線源11から照射されるX線に対して所定量(πまたはπ/2)の位相変調を与えることにより、タルボ干渉効果を発生させて縞画像(自己像)を生成するものである。
The difference between the phase type grating and the absorption type grating is only the thickness of the X-ray high absorption material (X-ray shielding part), and the thickness of the X-ray shielding part is about Au in the case of the absorption type grating. While it is set to 30 μm or more, in the case of a phase type grating, it is set to about 1 μm to 5 μm. In the phase-type grating, the X-ray high-absorbing material applies a predetermined amount (π or π / 2) of phase modulation to the X-rays irradiated from the
また、上記実施形態では、被検体HをX線源11と第1の吸収型格子21との間に配置しているが、被検体Hを第1の吸収型格子21と第2の吸収型格子22との間に配置した場合にも同様に位相コントラスト画像の生成が可能である。
In the above embodiment, the subject H is disposed between the
(第2実施形態)
上記第1実施形態では、第2の吸収型格子22がFPD20とは独立して設けられているが、第2実施形態として、特開平2009−133823号公報に開示された構成のX線画像検出器を用いることにより、第2の吸収型格子22を排することができる。本第2実施形態に係るX線画像検出器は、X線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のX線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されている。
(Second Embodiment)
In the first embodiment, the second absorption type grating 22 is provided independently of the
図10は、本実施形態のX線画像検出器(FPD)の構成を例示する。画素70が、x方向及びy方向に沿って一定のピッチで2次元配列されており、各画素70には、X線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極71が形成されている。電荷収集電極71は、第1〜第6の線状電極群72〜77から構成されており、各線状電極群の線状電極のx方向に関する配列周期の位相がπ/3ずつずれている。具体的には、第1の線状電極群72の位相を0とすると、第2の線状電極群73の位相はπ/3、第3の線状電極群74の位相は2π/3、第4の線状電極群75の位相はπ、第5の線状電極群76の位相は4π/3、第6の線状電極群77の位相は5π/3である。
FIG. 10 illustrates the configuration of the X-ray image detector (FPD) of this embodiment. The
さらに、各画素70には、電荷収集電極71により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群78が設けられている。スイッチ群78は、第1〜第6の線状電極群72〜77のそれぞれに設けられたTFTスイッチからなる。第1〜第6の線状電極群72〜77により収集された電荷を、スイッチ群78を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、x方向に関して互いに位相の異なる6種類の縞画像を取得することができ、この6種類の縞画像から画素ごとに得られる強度変調信号の位相ズレ量に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。
Further, each
FPD20に代えて、上記構成のX線画像検出器を用いることにより、撮影部12から第2の吸収型格子22が不要となるため、コスト削減とともに、さらなる薄型化が可能となる。また、本実施形態では、一度の撮影により強度変調信号を取得することが可能であるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、上記走査機構23を排することができる。なお、電荷収集電極71に代えて、特開平2009−133823号公報に記載のその他の構成の電荷収集電極を用いることも可能である。
By using the X-ray image detector having the above configuration in place of the
このように第2の吸収型格子22を排した場合には、X線画像検出器の検出面に投影されるG1像が、第1の吸収型格子21の第1〜第5の小格子21a〜21eの傾斜角θに応じて変形されるため、該検出面におけるG1像の実効的なパターン周期は、p2’=p2/cosθとなる。ここで、p2は、各線状電極群72〜77の線状電極の配列ピッチである。
When the second absorption type grating 22 is eliminated in this way, the G1 image projected on the detection surface of the X-ray image detector becomes the first to fifth
したがって、本実施形態においても、上記第1実施形態と同様に、位相微分像生成部24は、ピッチ補正量記憶部26から供給される補正量に基づいて、走査ピッチを実効的な走査ピッチに補正したうえで、位相微分像を生成する。具体的には、ピッチ補正量記憶部26には、第1の吸収型格子21の第1〜第5の小格子21a〜21eの傾斜角θに対応した補正量(cosθ)が記憶されており、X線画像検出器の検出面をセグメント化し(図9と同様)、セグメントごとに対応する補正量を用いて、走査ピッチを実効的な走査ピッチに補正して位相ズレ量ψ(x,y)の算出が行われる。
Therefore, also in the present embodiment, as in the first embodiment, the phase differential
さらに、第2の吸収型格子22を配置しない場合の別の実施形態として、X線画像検出器により得られた縞画像(G1像)を、信号処理によって位相を変えながら周期的にサンプリングすることで、該縞画像に強度変調を与えることも可能である。 Furthermore, as another embodiment when the second absorption type grating 22 is not disposed, the fringe image (G1 image) obtained by the X-ray image detector is periodically sampled while changing the phase by signal processing. Thus, it is also possible to apply intensity modulation to the fringe image.
本発明は、医療診断用の放射線撮影システムのほか、工業用等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。 The present invention can be applied to other radiography systems for industrial use, in addition to radiography systems for medical diagnosis.
10 X線撮影システム
11 X線源(放射線源)
11a X線焦点
12 撮影部
14 画像処理部
20 フラットパネル検出器(FPD)
21 第1の吸収型格子
21a〜21e 小格子
22 第2の吸収型格子
22a〜22e 小格子
23 走査機構
24 位相微分像生成部
25 位相コントラスト画像生成部
26 ピッチ補正量記憶部
30,32 X線透光性基板
31,33 X線遮蔽部
40 画素
41 受像部
60 小格子
70 画素
71 電荷収集電極
72〜77 第1〜第6の線状電極群
78 スイッチ群
10
11a X-ray focus 12 Imaging unit 14
DESCRIPTION OF
Claims (6)
前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第1の格子と、
前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第2の格子と、
前記第1の格子に対して前記第2の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、
前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第1の格子及び前記第2の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、
前記一方向に対する前記第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、
前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、
前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段と、
を備えたことを特徴とする放射線撮影システム。 A radiation source that emits radiation; and
A plurality of small lattices arranged along a virtual cylindrical surface with a virtual line passing through the focal point of the radiation source as a central axis, wherein the lattice line is the virtual line direction;
A plurality of small lattices arranged along a virtual cylindrical surface coaxial with the cylindrical surface and having a larger radius than the cylindrical surface, and a second lattice in which the lattice line is in the imaginary line direction;
Scanning means for moving the second grating relative to the first grating at a predetermined scanning pitch in one direction orthogonal to the virtual line;
A radiation image detector for obtaining image data by detecting radiation that has passed through the first grating and the second grating at each position relatively moved by the scanning means;
Pitch correction amount storage means for storing, for each segment corresponding to the small lattice, a correction amount of a scanning pitch corresponding to an inclination angle of each small lattice of the second lattice with respect to the one direction;
A phase for generating a phase differential image of a subject by correcting a scanning pitch using the correction amount for each segment and calculating a phase shift amount of intensity change of pixel data on the basis of the corrected scanning pitch. Differential image generation means;
Phase contrast image generating means for generating a phase contrast image by integrating the phase differential image;
A radiation imaging system comprising:
前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である格子と、
放射線変換層で変換された電荷を収集する電荷収集電極を画素ごとに備え、各電荷収集電極が、前記仮想線と直交する方向に、互いに位相が異なるように配列された複数の線状電極群からなる放射線画像検出器と、
前記仮想線と直交する方向に対する前記格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、
前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、前記各線状電極群により得られる画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、
前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段と、
を備えたことを特徴とする放射線撮影システム。 A radiation source that emits radiation; and
A plurality of small lattices arranged along a virtual cylindrical surface with a virtual line passing through the focal point of the radiation source as a central axis, and a lattice line in the virtual line direction;
A plurality of linear electrode groups each provided with a charge collection electrode for collecting charges converted by the radiation conversion layer, wherein each charge collection electrode is arranged in a direction orthogonal to the virtual line so as to have different phases from each other A radiation image detector comprising:
A pitch correction amount storage means for storing a correction amount of a scanning pitch corresponding to an inclination angle of each small lattice of the lattice with respect to a direction orthogonal to the virtual line, for each segment corresponding to the small lattice;
By correcting the scan pitch using the correction amount for each segment, and calculating the phase shift amount of the intensity change of the pixel data obtained by each linear electrode group on the basis of the corrected scan pitch Phase differential image generating means for generating a phase differential image of
Phase contrast image generating means for generating a phase contrast image by integrating the phase differential image;
A radiation imaging system comprising:
前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第1の格子と、
前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第2の格子と、
前記第1の格子に対して前記第2の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、
前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第1の格子及び前記第2の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、を備えた放射線撮影システムに用いられる画像生成方法であって、
前記一方向に対する前記第2の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶しておき、
前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成し、
前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成することを特徴とする画像生成方法。 A radiation source that emits radiation; and
A plurality of small lattices arranged along a virtual cylindrical surface with a virtual line passing through the focal point of the radiation source as a central axis, wherein the lattice line is the virtual line direction;
A plurality of small lattices arranged along a virtual cylindrical surface coaxial with the cylindrical surface and having a larger radius than the cylindrical surface, and a second lattice in which the lattice line is in the imaginary line direction;
Scanning means for moving the second grating relative to the first grating at a predetermined scanning pitch in one direction orthogonal to the virtual line;
Used in a radiation imaging system comprising: a radiation image detector that obtains image data by detecting radiation that has passed through the first grating and the second grating at each position relatively moved by the scanning means. An image generation method comprising:
A correction amount of a scanning pitch corresponding to an inclination angle of each small lattice of the second lattice with respect to the one direction is stored for each segment corresponding to the small lattice,
While correcting the scan pitch using the correction amount for each segment, and generating a phase differential image of the subject by calculating the phase shift amount of the intensity change of the pixel data on the basis of the corrected scan pitch,
An image generation method comprising: generating a phase contrast image by integrating the phase differential image.
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