JP2012040238A - Radiographic system, and image generation method therefor - Google Patents
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- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
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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処理方法に関し、特に、縞走査法を用いた放射線撮影システム及びその画像処理方法に関する。 The present invention relates to a radiation imaging system that images a subject with radiation such as X-rays and an image processing method thereof, and more particularly to a radiation imaging system that uses a fringe scanning method and an image processing 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言う）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、非特許文献１参照）。 Against the background of such problems, in recent years, instead of X-ray intensity change 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). Non-Patent Document 1).
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。これは縞走査法と称されている。縞走査法では、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）させながら各走査位置で撮影を行い、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位置に対する強度変化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。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。なお、上記の縞走査法は、Ｘ線に代えてレーザ光を利用した撮影装置においても用いられている（例えば、非特許文献２参照）。 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. This is called a fringe scanning method. In the fringe scanning method, the second diffraction grating is substantially parallel to the surface of the first diffraction grating and substantially perpendicular to the grating direction (strip direction) of the first diffraction grating. An image is taken at each scanning position while being translated (scanned) at a scanning pitch obtained by equally dividing the lattice pitch in the direction, and the intensity change phase of the pixel data of each pixel obtained by the X-ray image detector with respect to the scanning position is changed. A phase differential image (corresponding to the angular distribution of X-rays refracted by the subject) is acquired from the deviation amount. A phase contrast image of the subject is obtained by integrating the phase differential image 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”. Note that the above-described fringe scanning method is also used in an imaging apparatus that uses laser light instead of X-rays (see, for example, Non-Patent Document 2).
上記のように、縞走査法では、位相コントラスト画像の生成には、第１の回折格子と第２の回折格子との相対位置関係が重要である。第１の回折格子または第２の回折格子に歪みや、作製誤差、配置誤差などが生じると、上記位相微分像に、歪みや誤差に応じたオフセットが付加され、位相コントラスト画像の画質が劣化してしまう。そこで、特許文献１では、被検体を配置せずにプレ撮影を行うことで得られる位相微分像をオフセットデータとして記憶しておき、被検体を配置した本撮影で得られた位相微分像から、該オフセットデータを減算することにより、被検体情報のみが反映された位相微分像を求めることが提案されている。
As described above, in the fringe scanning method, the relative positional relationship between the first diffraction grating and the second diffraction grating is important for generating a phase contrast image. If distortion, fabrication error, placement error, or the like occurs in the first diffraction grating or the second diffraction grating, an offset corresponding to the distortion or error is added to the phase differential image, thereby degrading the image quality of the phase contrast image. End up. Therefore, in
しかしながら、特許文献１に記載された位相微分像のオフセット補正方法では、プレ撮影と本撮影とは、被検体の有無以外については同一の撮影であることが前提であるため、プレ撮影と本撮影との間で、第１及び第２の回折格子の相対走査の開始位置が変動した場合には、逆にアーチファクトが発生してしまうといった問題がある。
However, in the phase differential image offset correction method described in
このアーチファクトの発生原因は、強度変調信号の位相ズレ量の計算式に起因している。位相ズレ量は、特許文献１の第７頁に記載されているように、複素平面での偏角の抽出、すなわちｔａｎ−１の関数として表され、−π／２〜π／２の範囲の値を取る。このため、プレ撮影で得られる位相微分像に、第１及び第２の回折格子に起因するモアレ縞が生じた場合には、図１４（ａ）に示すように、モアレ縞に直交する方向に関するプロファイルψ１（ｘ）は、値が±π／２を跨ぐ部分で不連続となり、ノコギリ状となる。このモアレ縞は、本撮影で得られる位相微分像にも現れ、同図（ｂ）に示すように、モアレ縞に直交する方向に関するプロファイルψ２（ｘ）は、同様にノコギリ状となる。
The cause of the occurrence of this artifact is due to the calculation formula for the phase shift amount of the intensity modulation signal. As described on page 7 of
プレ撮影時と本撮影時とで、第１及び第２の回折格子の相対走査の開始位置に変動がない場合には、上記プロファイルψ１（ｘ）、ψ２（ｘ）は同一となるため、上記オフセット補正により互いに相殺される。一方、プレ撮影時と本撮影時とで該相対走査の開始位置に変動が生じ、上記プロファイルψ１（ｘ）、ψ２（ｘ）の間でずれδが生じた場合には、上記オフセット補正により得られる両者の差分画像には、同図（ｃ）に示すように、値がほぼπだけずれた帯状のアーチファクトが残留する。 When there is no change in the relative scanning start positions of the first and second diffraction gratings during pre-photographing and main photographing, the profiles ψ 1 (x) and ψ 2 (x) are the same. The offset correction cancels each other. On the other hand, when the relative scanning start position varies between pre-photographing and main-photographing, and a shift δ occurs between the profiles ψ 1 (x) and ψ 2 (x), the offset correction is performed. In the difference image between the two, as shown in FIG. 4C, a band-shaped artifact whose value is shifted by approximately π remains.
このアーチファクトは、プレ撮影と本撮影との間での走査開始位置の変動に限られず、プレ撮影と本撮影との間で第１及び第２の回折格子の位置関係に何らかの変動があった場合にも生じ得る。 This artifact is not limited to the change in the scanning start position between the pre-photographing and the main photographing, and there is some variation in the positional relationship between the first and second diffraction gratings between the pre-photographing and the main photographing. Can also occur.
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、プレ撮影と本撮影との間での格子位置の変動によるアーチファクトの発生を防止することを可能とする放射線撮影システム及びその画像処理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 provides a radiation imaging system and an image processing method thereof capable of preventing the occurrence of artifacts due to the change in the lattice position between pre-imaging and actual imaging. The purpose is to provide.
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、前記放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、前記縞画像の周期パターンに対して位相が異なるＭ個（ここで、Ｍは正の整数）の相対位置（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段と、前記強度変調手段により前記各相対位置（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）で強度変調された縞画像を検出する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器で取得された複数の縞画像に基づき、数式（Ａ）及び（Ｂ）を用いて、被検体を配置しない場合の第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ）及びψβ１（ｘ，ｙ）と、被検体を配置した場合の第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ）及びψβ２（ｘ，ｙ）とを算出し、ψα１（ｘ，ｙ）とψα２（ｘ，ｙ）との差分値と、ψβ１（ｘ，ｙ）とψβ２（ｘ，ｙ）との差分値とを用いて、補正済位相微分像を算出する位相微分像生成手段と、を備えることを特徴とする。
なお、前記位相微分像生成手段は、画素ごとに、ψα２（ｘ，ｙ）−ψα１（ｘ，ｙ）とψβ２（ｘ，ｙ）−ψβ１（ｘ，ｙ）とを算出し、両者のうち絶対値の小さい方を選択することにより、上記補正済位相微分像を生成することが好ましい。 The phase differential image generation means calculates ψ α2 (x, y) −ψ α1 (x, y) and ψ β2 (x, y) −ψ β1 (x, y) for each pixel, It is preferable to generate the corrected phase differential image by selecting the smaller absolute value of the two.
また、ψα２（ｘ，ｙ）からψα１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像と、ψβ２（ｘ，ｙ）からψβ１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像とに基づき、一方の差分画像を選択し、急激な変化を示している部分のデータを、他方の差分画像のデータで置換したものを上記補正済位相微分像とすることが好ましい。 Also, based on the difference image obtained by subtracting ψ α1 (x, y) from ψ α2 (x, y) and the difference image obtained by subtracting ψ β1 (x, y) from ψ β2 (x, y), It is preferable that the corrected phase differential image is obtained by selecting the difference image and replacing the data of the portion showing the abrupt change with the data of the other difference image.
また、α＝β±１／４であることが好ましい。 Further, α = β ± 1/4 is preferable.
また、α，βは、０，１／Ｍ，２／Ｍ，・・・，（Ｍ−１）／Ｍのうちいずれかの値を取ることが好ましい。 In addition, α and β preferably take any value of 0, 1 / M, 2 / M,..., (M−1) / M.
また、前記補正済位相微分像を前記第１の格子の周期方向に沿って積分処理することにより、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を備えることが好ましい。 Further, it is preferable that a phase contrast image generation unit that generates a phase contrast image by integrating the corrected phase differential image along the periodic direction of the first grating is preferably provided.
また、前記第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ）及びψβ１（ｘ，ｙ）を記憶する記憶手段を備えることが好ましい。 In addition, it is preferable to include storage means for storing the first phase differential images ψ α1 (x, y) and ψ β1 (x, y).
また、前記強度変調手段は、前記縞画像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、前記第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査手段とからなることが好ましい。 Further, the intensity modulation means includes a second grating having a periodic pattern in the same direction as the fringe image, and a scanning means for moving one of the first and second gratings at a predetermined pitch. Is preferred.
また、前記第１及び第２の格子は、吸収型格子であり、前記第１の格子は、前記放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に投影することが好ましい。 The first and second gratings are preferably absorption gratings, and the first grating projects the radiation from the radiation source onto the second grating as a fringe image.
また、前記第１の格子は位相型格子であり、前記第１の格子は、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前記第２の格子に射影することが好ましい。 The first grating is preferably a phase grating, and the first grating projects radiation from the radiation source as a fringe image onto the second grating by a Talbot interference effect.
また、前記放射線源の射出側に線源格子を備えることが好ましい。 It is preferable that a radiation source grid is provided on the emission side of the radiation source.
さらに、本発明の画像処理方法は、放射線を放射する放射線源と、前記放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、前記縞画像の周期パターンに対して位相が異なるＭ個（ここで、Ｍは正の整数）の相対位置（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段と、前記強度変調手段により前記各相対位置（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）で強度変調された縞画像を検出す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処理方法であって、前記放射線画像検出器で取得された複数の縞画像に基づき、数式（Ａ）及び（Ｂ）を用いて、被検体を配置しない場合の第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ）及びψβ１（ｘ，ｙ）と、被検体を配置した場合の第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ）及びψβ２（ｘ，ｙ）とを算出し、ψα１（ｘ，ｙ）とψα２（ｘ，ｙ）との差分値と、ψβ１（ｘ，ｙ）とψβ２（ｘ，ｙ）との差分値とを用いて、補正済位相微分像を算出することを特徴とする。
本発明によれば、数式（Ａ）及び（Ｂ）を用いて、被検体を配置しない場合の第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ）及びψβ１（ｘ，ｙ）と、被検体を配置した場合の第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ）及びψβ２（ｘ，ｙ）とを算出し、ψα１（ｘ，ｙ）とψα２（ｘ，ｙ）との差分値と、ψβ１（ｘ，ｙ）とψβ２（ｘ，ｙ）との差分値とを用いて、補正済位相微分像を算出するので、被検体を配置しないプレ撮影と被検体を配置した本撮影との間での格子位置の変動によるアーチファクトの発生を防止することができる。 According to the present invention, using the mathematical expressions (A) and (B), the first phase differential images ψ α1 (x, y) and ψ β1 (x, y) when the subject is not arranged, and the subject Are calculated, and a difference value between ψ α1 (x, y) and ψ α2 (x, y) is calculated, and second phase differential images ψ α2 (x, y) and ψ β2 (x, y) are calculated. And the difference value between ψ β1 (x, y) and ψ β2 (x, y) is used to calculate the corrected phase differential image. It is possible to prevent the occurrence of artifacts due to the change of the lattice position between photographing.
（第１実施形態）
図１において、本発明の第１実施形態に係る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を記録する画像記録部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 first embodiment of the present invention is arranged so as to be opposed to 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方向という）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、ｚ方向に直交する面内の一方向（以下、ｙ方向という）に延伸した複数のＸ線遮蔽部（Ｘ線高吸収部）２１ａ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で配列されたものである。同様に、第２の吸収型格子２２は、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部（Ｘ線高吸収部）２２ａが、ｘ方向に所定のピッチｐ２で配列されたものである。Ｘ線遮蔽部２１ａ，２２ａ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（Ａｕ）や白金（Ｐｔ）が好ましい。
The first absorption type grating 21 includes a plurality of X-ray shielding portions (X-ray high absorption portions) 21a extending in one direction (hereinafter referred to as y direction) in a plane orthogonal to the z direction. Are arranged at a predetermined pitch p 1 in a direction orthogonal to (hereinafter referred to as the x direction). Similarly, the second absorption grating 22 has a plurality of X-ray shielding portion which is stretched in the y-direction (X-ray high-absorbing portion) 22a is arranged at a predetermined pitch p 2 in the x-direction. As a material of the
また、撮影部１２には、第２の吸収型格子２２を格子方向に直交する方向（ｘ方向）に並進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。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。なお、第２の吸収型格子２２と走査機構２３とが特許請求の範囲に記載の強度変調手段を構成している。
In addition, the imaging unit 12 translates the second absorption type grating 22 in a direction (x direction) orthogonal to the grating direction, so that the first absorption type grating 21 and the second absorption type grating 22 can be translated. A
画像処理部１４は、位相微分像生成部３０、オフセットデータ記憶部３１、減算処理部３２、及び、位相コントラスト画像生成部３３により構成される。位相微分像生成部３０は、走査機構２３による縞走査の各走査ステップで撮影部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。詳しくは後述するが、位相微分像生成部３０は、位相ズレ量の計算において２種の初期位相α，βを用いることにより、２種の位相微分像ψα（ｘ，ｙ），ψβ（ｘ，ｙ）を算出する。
The image processing unit 14 includes a phase differential
オフセットデータ記憶部３１は、被検体ＨをＸ線源１１と撮影部１２との間に配置しない状態における撮影（プレ撮影）時に位相微分像生成部３０により生成される上記２種の位相微分像（以下、第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ），ψβ１（ｘ，ｙ）と言う）をオフセットデータとして記憶する。オフセットデータ記憶部３１は、フラッシュメモリ等の不揮発性記憶装置により構成される。
The offset
一方、被検体ＨをＸ線源１１と撮影部１２との間に配置した状態における撮影（本撮影）時に位相微分像生成部３０により生成される上記２種の位相微分像（以下、第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ），ψβ２（ｘ，ｙ）と言う）は、減算処理部３２に入力される。
On the other hand, the two types of phase differential images (hereinafter referred to as the second differential images) generated by the phase differential
システム制御部１８は、コンソール１７から入力される撮影指示に基づき、プレ撮影の場合には、位相微分像生成部３０により生成される第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ），ψβ１（ｘ，ｙ）としてオフセットデータ記憶部３１に記憶させ、本撮影の場合には、位相微分像生成部３０により生成される第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ），ψβ２（ｘ，ｙ）を減算処理部３２に入力するように制御を行う。
Based on the imaging instruction input from the
減算処理部３２は、画素ごとに、ψα２（ｘ，ｙ）−ψα１（ｘ，ｙ）と、ψβ２（ｘ，ｙ）−ψβ１（ｘ，ｙ）とを算出し、両者のうち絶対値の小さい方を選択することにより、オフセット補正がなされた補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）を算出し、位相コントラスト画像生成部３３に入力する。
The
位相コントラスト画像生成部３３は、入力された補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）を走査方向（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３３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 phase contrast
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る。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２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、画素４０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、画素４０から電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して出力する読み出し回路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. 2, 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線検出素子である。各画素４０には、ＴＦＴスイッチ（図示せず）が設けられ、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線検出素子としてもよい。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、暗電流補正、ゲイン補正、及び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３において、第１の吸収型格子２１のＸ線遮蔽部２１ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されており、間隔ｄ１の部分には、Ｘ線低吸収部２１ｂが設けられている。同様に、第２の吸収型格子２２のＸ線遮蔽部２２ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されており、間隔ｄ２の部分には、Ｘ線低吸収部２２ｂが設けられている。第１及び第２の吸収型格子２１，２２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。Ｘ線低吸収部２１ｂ，２２ｂは、シリコン（Ｓｉ）やポリマーからなることが好ましく、さらには、空隙であっても良い。
In FIG. 3,
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、Ｘ線低吸収部２１ｂ，２２ｂを通過したＸ線を線形的に投影するように構成される。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Ｘ線低吸収部２１ｂ，２２ｂ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される。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１〜１０μｍ程度とすれば、Ｘ線低吸収部２１ｂ，２２ｂで大部分のＸ線が回折されずに線形的に投影される。格子ピッチｐ１，ｐ２は、２〜２０μｍ程度である。
The first and
Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点を発光点としたコーンビームであるため、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、Ｘ線低吸収部２２ｂのパターンが、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-ray irradiated 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.
式（３）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。
Equation (3) is an equation representing the Talbot interference distance when the X-rays emitted from the
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２１ａ，２２ａ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、白金等）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２１ａ，２２ａ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、Ｘ線遮蔽部２１ａ，２２ａの厚みは、１０μｍ〜２００μｍの範囲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、配置誤差などにより若干の差異が生じている。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。
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原理的な説明を行う。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）に応じて屈折する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により屈折して偏向した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２２ａにより遮蔽される。
Next, the principle of the 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。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。 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. Here, the y-coordinate is omitted for simplification of description.
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. . 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 related to the phase shift amount ψ of the intensity modulation signal of each
したがって、各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（８）から屈折角φが求まり、式（７）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、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。
Accordingly, by obtaining the phase shift amount ψ of the intensity modulation signal of each
被検体Ｈがない場合でも、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の歪みや、作製誤差、配置誤差などによりＸ線に屈折が生じるため、本実施形態では、被検体Ｈがない場合の位相微分像（第１の位相微分像）と、被検体Ｈがある場合の位相微分像（第２の位相微分像）とを位相微分像生成部３０によりそれぞれ生成する。位相微分像生成部３０は、下記に示す縞走査法を用いて位相ズレ量ψを算出することにより、第１及び第２の位相微分像を生成する。
Even in the absence of the subject H, since the X-ray is refracted due to distortion of the first and
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方向に並進移動させながら撮影を行う（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、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子２２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）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。このように、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で縞画像を撮影する。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、位相微分像生成部３０により、強度変調信号の位相ズレ量ψを画素ごとに算出する。この位相ズレ量ψの２次元分布が位相微分像に相当する。
In the fringe scanning method, imaging is performed while one of the first and second
図４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を移動させる様子を模式的に示している。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を順に並進移動させる。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２２ａ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. 4 schematically shows how the second absorption type grating 22 is moved by the scanning pitch (p 2 / M) obtained by dividing the grating pitch p 2 into M (integers of 2 or more). The
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折しなかった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により屈折しなかったＸ線の成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折した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により屈折した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により屈折したＸ線の成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折しなかったＸ線の成分が増加する。 First, at the position of k = 0, X-rays that are not refracted by the subject H mainly pass through the second absorption type grating 22. Next, when the second absorption type grating 22 is moved in order of k = 1, 2,..., 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 missing X-ray component increases.
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（強度変調信号）に基づき、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、Ａ０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, A 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
次式（１０）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、式（１１）で表される。 When the relational expression of the following expression (10) is used, the refraction angle φ (x) is expressed by the expression (11).
ここで、ａｒｇ［ ］は、偏角の抽出を意味しており、次式（１２）で示すように、座標ｘにおける位相ズレ量ψ（ｘ）に相当する。 Here, arg [] means extraction of the declination, and corresponds to the phase shift amount ψ (x) at the coordinate x, as shown by the following equation (12).
また、式（１２）は、次式（１３）に示すようにｔａｎ−１の関数として表される。 Moreover, Formula (12) is represented as a function of tan −1 as shown in the following Formula (13).
図５（ａ），（ｂ）において、各画素４０で得られる画素データＩｋ（ｘ）は、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、プレ撮影時に得られる強度変調信号及びその位相ズレ量ψ１（ｘ）を例示している。実線は、本撮影時に得られる強度変調信号及びその位相ズレ量ψ２（ｘ）を例示している。プレ撮影時の位相ズレ量ψ１（ｘ）は、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の歪みや、作製誤差、配置誤差などにより生じるものである。
5A and 5B, pixel data I k (x) obtained at each
同図（ａ）は、被検体Ｈを透過したＸ線が入射する画素４０の強度変調信号を例示しており、被検体Ｈの影響により強度変調信号に位相ズレ（ψ２（ｘ）−ψ１（ｘ））が生じている。これに対して、同図（ｂ）は、被検体Ｈが配置された領域外の素抜け領域に位置する画素４０の強度変調信号を例示している。この場合、強度変調信号は、被検体Ｈの影響を受けないため、ψ２（ｘ）とψ１（ｘ）は等しくなるべきであるが、プレ撮影時と本撮影時とでの第１及び第２の吸収型格子２１，２２の位置関係に変動がある場合にはズレが生じる。
FIG. 6A illustrates an intensity modulation signal of the
例えば、走査機構２３として、圧電素子等のアクチュエータを用いた場合には、走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）は比較的精度良く制御することが可能であるが、第２の吸収型格子２２を、ｋ＝０からｋ＝Ｍ−１まで走査を行った後、ｋ＝０の初期位置に戻した際に、精度良く元の位置に戻らず、無視することのできない程度（数μｍ程度）の誤差が生じることがある。この誤差が、プレ撮影時と本撮影時とでの第１及び第２の吸収型格子２１，２２の位置関係の変動量に相当する。
For example, when an actuator such as a piezoelectric element is used as the
以上の説明では、画素４０のｙ方向に関する座標を考慮していないが、ｙ座標について同様の演算を行うことにより、位相ズレ量ψ１（ｘ）の２次元像ψ１（ｘ，ｙ）及び位相ズレ量ψ２（ｘ）の２次元像ψ２（ｘ，ｙ）が得られる。ψ１（ｘ，ｙ）が前述の第１の位相微分像に対応し、ψ２（ｘ，ｙ）が前述の第２の位相微分像に対応する。
In the above description, the coordinate in the y direction of the
位相微分像生成部３０は、上記式（１２）を２次元化し、初期位相αを付加した次式（１４）に基づいて、第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ）及び第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ）を算出するとともに、初期位相βを付加した次式（１５）に基づいて、第１の位相微分像ψβ１（ｘ，ｙ）及び第２の位相微分像ψβ２（ｘ，ｙ）を算出する。
The phase differential
ここで、初期位相α，βは、互いに異なる値であり、両者の差が１／２の整数数とならない限り、如何なる値を選択しても良い。初期位相α，βとしては、α＝β±１／４を満たすことが好ましく、本実施形態では、例えば、α＝０、β＝１／４とする。さらに、初期位相α，βを、０，１／Ｍ，２／Ｍ，・・・，（Ｍ−１）／Ｍから選択することも好ましい。 Here, the initial phases α and β are different from each other, and any value may be selected as long as the difference between them does not become an integer number of ½. The initial phases α and β preferably satisfy α = β ± 1/4. In this embodiment, for example, α = 0 and β = 1/4. Furthermore, it is also preferable to select the initial phases α and β from 0, 1 / M, 2 / M,..., (M−1) / M.
減算処理部３２は、画素ごとに、ψα２（ｘ，ｙ）−ψα１（ｘ，ｙ）と、ψβ２（ｘ，ｙ）−ψβ１（ｘ，ｙ）とを算出し、両者のうち絶対値の小さい方を選択することにより補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）を算出する。例えば、｜ψα２（ｘ，ｙ）−ψα１（ｘ，ｙ）｜＞｜ψβ２（ｘ，ｙ）−ψβ１（ｘ，ｙ）｜の場合には、ψβ２（ｘ，ｙ）−ψβ１（ｘ，ｙ）の計算値を選択する。
The
モアレ縞が生じ、式（１４），（１５）中のａｒｇ［ ］内の値が徐々に変化する場合には、算出される位相ズレ量ψαｊ（ｘ，ｙ）、ψβｊ（ｘ，ｙ）が±π／２を跨ぐ部分で、不連続となり、図１４（ａ），（ｂ）で示したようなプロファイルを示す。そして、プレ撮影と本撮影との間での第１及び第２の吸収型格子２１，２２の位置変動が生じた場合には、ψα２（ｘ，ｙ）からψα１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像、及びψβ２（ｘ，ｙ）からψβ１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像に、図１４（ｃ）で示したようなアーチファクトが生じる。
When moiré fringes occur and the values in arg [] in equations (14) and (15) change gradually, the calculated phase shift amounts ψ αj (x, y), ψ βj (x, y ) Is discontinuous at a portion crossing ± π / 2, and the profiles as shown in FIGS. 14A and 14B are shown. Then, when the first and
しかし、ψα２（ｘ，ｙ）からψα１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像と、差分画像ψβ２（ｘ，ｙ）からψβ１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像とでは、アーチファクトの発生位置は、初期位相α，βの差異に応じた分だけｘ方向に異なり、互いに一致しない。このため、減算処理部３２により得られる補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）は、アーチファクトが除去されたものとなる。
However, there is an artifact between the difference image obtained by subtracting ψ α1 (x, y) from ψ α2 (x, y) and the difference image obtained by subtracting ψ β1 (x, y) from the difference image ψ β2 (x, y). Are generated in the x direction by an amount corresponding to the difference between the initial phases α and β and do not coincide with each other. For this reason, the corrected phase differential image Ψ (x, y) obtained by the
上記アーチファクトは、ｘ方向に、プレ撮影と本撮影との間での第１及び第２の吸収型格子２１，２２の位置変動に応じた幅を有するため、初期位相α，βの差異が小さい場合には、両差分画像のアーチファクトに重なりが生じ、補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）にアーチファクトが残存する可能性がある。これを考慮して、本実施形態では、初期位相α，βの差異を１／４（α＝β±１／４）としている。このため、本実施形態では、位相微分像のモアレ縞の位置がｘ方向に半周期分ずれ、これに応じて、両差分画像でのアーチファクトの発生位置が半周期周期分ずれるため、補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）におけるアーチファクトの発生リスクが最も低い。
Since the artifact has a width in the x direction according to the positional variation of the first and
なお、本実施形態では、位相微分像を、位相ズレψの２次元分布としているが、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）の微分値と比例関係を有するものであれば、屈折角φ等、いかなる物理量の２次元分布を位相微分像としてもよい。 In the present embodiment, the phase differential image is a two-dimensional distribution of the phase shift ψ, but if it has a proportional relationship with the differential value of the phase shift distribution Φ (x, y), the refraction angle φ, etc. A two-dimensional distribution of any physical quantity may be used as a phase differential image.
次に、以上のように構成されたＸ線撮影システム１０の作用を説明する。図６のフローチャートに示すように、コンソール１７からプレ撮影の開始指示がなされると（ステップＳ１０；ＹＥＳ）、Ｘ線撮影システム１０の各部が連携動作し、第２の吸収型格子２２を移動させながら、各走査位置でＸ線源１１によるＸ線の曝射及びＦＰＤ２０による検出動作が行われ、複数の画像データが生成される（ステップＳ１１）。例えば、走査ステップ数Ｍ＝５の場合には、ｋ＝０，１，・・・，４の各走査位置で曝射・検出動作が行われ、図７に示すように、各走査位置ｋごとに画像データが得られる。各画像データには、前述のモアレ縞が生じている。このモアレ縞の位置は、走査位置ｋの変化に応じてｘ方向に移動し、走査位置ｋが格子ピッチｐ２に相当する１周期分変化すると元の位置に戻る。
Next, the operation of the X-ray imaging system 10 configured as described above will be described. As shown in the flowchart of FIG. 6, when an instruction to start pre-imaging is given from the console 17 (step S <b>10; YES), each part of the X-ray imaging system 10 operates in cooperation to move the second absorption grating 22. However, X-ray exposure by the
これらの画像データは、メモリ１３に記憶され、位相微分像生成部３０により上記式（１４）、（１５）を用いて、第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ），ψβ１（ｘ，ｙ）が生成され（ステップＳ１２）、オフセットデータ記憶部３１にオフセットデータとして記憶される（ステップＳ１３）。図８に示すように、第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ），ψβ１（ｘ，ｙ）には、上記画像データのモアレ縞の１／２倍の周期を有するモアレ縞が生じる。上記のように、初期位相α，βの差異を１／４としているため、第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ），ψβ１（ｘ，ｙ）でのｘ方向に関するモアレ縞の位置はほぼ半周期分ずれている。なお、同図のモアレ縞は、色が黒い部分ほど値がπ／２に近く、色が白い部分ほど値が−π／２に近い。
These image data are stored in the
プレ撮影は、以上で動作が終了し、第２の吸収型格子２２は、走査開始位置に戻される（ステップＳ１４）。そして、プレ撮影が終了した旨が、モニタへのメッセージ表示等により操作者に向けて報知される（ステップＳ１５）。 The pre-photographing operation is completed as described above, and the second absorption grating 22 is returned to the scanning start position (step S14). Then, the operator is notified of the completion of the pre-photographing by displaying a message on the monitor or the like (step S15).
このプレ撮影は、本撮影の前に毎回行う必要はなく、Ｘ線撮影システム１０の立ち上げ時等に適宜行われる。一度プレ撮影を行った後、再度プレ撮影が行われた場合には、オフセットデータ記憶部３１に記憶された既存のオフセットデータは、新たに得られたオフセットデータに上書きされる。
This pre-imaging does not need to be performed every time before the main imaging, and is appropriately performed when the X-ray imaging system 10 is started up. When pre-photographing is performed once after pre-photographing, the existing offset data stored in the offset
次に、被検体ＨをＸ線源１１と第１の吸収型格子２１との間に配置した状態で本撮影が行われる。図９のフローチャートに示すように、コンソール１７から本撮影の開始指示がなされると（ステップＳ２０；ＹＥＳ）、プレ撮影と同様に、第２の吸収型格子２２を移動させながら、各走査位置でＸ線源１１によるＸ線の曝射及びＦＰＤ２０による検出動作が行われ、複数の画像データが生成される（ステップＳ２１）。
Next, the main imaging is performed in a state where the subject H is disposed between the
これらの画像データは、メモリ１３に記憶され、位相微分像生成部３０により上記式（１４）、（１５）を用いて、第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ），ψβ２（ｘ，ｙ）が生成され（ステップＳ２２）、減算処理部３２に入力される。この第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ），ψβ２（ｘ，ｙ）にも、第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ），ψβ１（ｘ，ｙ）と同様にモアレ縞が生じ、ｘ方向に関するモアレ縞の位置はほぼ半周期分ずれている。
These image data are stored in the
位相微分像生成部３０から第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ），ψβ２（ｘ，ｙ）が減算処理部３２に入力されるとともに、オフセットデータ記憶部３１から第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ），ψβ１（ｘ，ｙ）が読み出され、減算処理部３２に入力される。そして、減算処理部３２により、補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ２３）。図１０（ａ），（ｂ）に例示するように、ψα２（ｘ，ｙ）からψα１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像と、ψβ２（ｘ，ｙ）からψβ１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像とでは、アーチファクトの発生位置にずれが生じるため、減算処理部３２の上記減算処理により、アーチファクトが除去された補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）が生成される。
The second differential phase image ψ α2 (x, y), ψ β2 (x, y) is input from the phase differential
減算処理部３２により生成された補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）は、位相コントラスト画像生成部３３に入力され、ｘ方向への積分処理がなされることにより、位相コントラスト画像が生成される（ステップＳ２４）。この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、モニタに表示される（ステップＳ２５）。以上で、本撮影動作は終了する。なお、位相コントラスト画像に代えて、画像記録部１５に補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）を記録することや、モニタに補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）を表示することも可能である。
The corrected phase differential image Ψ (x, y) generated by the
（第２実施形態）
次に、本発明の第２実施形態として、減算処理部３２の減算処理の変形例を示す。本実施形態では、図１１に示すように、ψα２（ｘ，ｙ）からψα１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像と、ψβ２（ｘ，ｙ）からψβ１（ｘ，ｙ）を減算した差分画像とのうち、一方の差分画像を選択して、急激な変化を示している部分（アーチファクト）を特定し、この部分のデータを、他方の差分画像の対応する部分のデータで置換する。そして、アーチファクトが他方の差分画像のデータで置換された差分画像を、補正済位相微分像Ψ（ｘ，ｙ）とする。本実施形態のその他の構成及び作用については、上記第１実施形態と同一であるため、説明を省略する。
(Second Embodiment)
Next, as a second embodiment of the present invention, a modification of the subtraction process of the
（第３実施形態）
上記第１実施形態では、Ｘ線源１１からＦＰＤ２０までの距離を長くした場合に、Ｘ線焦点１１ａの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、本発明の第３実施形態として、図１２に示すように、Ｘ線源１１の射出側にマルチスリット（線源格子）６０を配置する。第３実施形態のＸ線撮影システムは、マルチスリット６０を備えること以外は、上記第１実施形態と同一構成である。
(Third embodiment)
In the first embodiment, when the distance from the
マルチスリット６０は、第１及び第２の吸収型格子２１，２２と同様な構成の吸収型格子であり、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部６１が、ｘ方向に周期的に配列されたものである。このマルチスリット６０は、Ｘ線源１１からのＸ線を部分的に遮蔽してｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小するとともに、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することにより、Ｇ１像のボケを抑制する。なお、ｘ方向に隣接するＸ線遮蔽部６１の間には、同様に、Ｘ線低吸収部（図示せず）が設けられている。
The multi-slit 60 is an absorption-type grating having the same configuration as the first and second absorption-
本実施形態では、プレ撮影と本撮影との間でマルチスリット６０を含む格子位置に何らかの変動があった場合においても、その変動によるアーチファクトの発生が防止される。 In the present embodiment, even when there is some variation in the grid position including the multi-slit 60 between the pre-photographing and the main photographing, the occurrence of artifacts due to the variation is prevented.
（第４実施形態）
上記第１〜第３実施形態では、第１及び第２の吸収型格子２１，２２を、Ｘ線低吸収部２１ｂ，２２ｂ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、第１の吸収型格子２１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（特許第４４４５３９７号公報等に記載の構成）とすることも可能である。本発明の第４実施形態として、第１の吸収型格子２１を回折格子とし、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の間の距離Ｌ２をタルボ干渉距離に設定して、タルボ干渉計を構成する。本実施形態では、タルボ干渉効果により生じる第１の格子２１の縞画像（自己像）が、第２の吸収型格子２２に射影される。
(Fourth embodiment)
In the first to third embodiments, the first and second
また、本実施形態では、第１の吸収型格子２１を、位相型格子（位相型回折格子）としても良い。この場合には、Ｘ線高吸収部２１ａとＸ線低吸収部２１ｂとの間で、Ｘ線に“π”または“π／２”の位相差が生じるように、厚みや材料を設定すれば良い。
In the present embodiment, the first absorption type grating 21 may be a phase type grating (phase type diffraction grating). In this case, the thickness and material should be set so that a phase difference of “π” or “π / 2” occurs in the X-ray between the X-ray
なお、上記第１〜第４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との間に配置しても良い。この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 first to fourth embodiments, the subject H is disposed between the
（第５実施形態）
また、上記第１〜第４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、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。本発明の第５実施形態として、第２の吸収型格子２２を排して、下記の構成のＸ線画像検出器を用いる。
(Fifth embodiment)
In the first to fourth embodiments, the second absorption grating 22 is provided independently of the
本実施形態の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。本実施形態では、電荷収集電極が特許請求の範囲に記載の強度変調手段を構成している。 The X-ray image detector of the present embodiment is a direct conversion type X-ray image detector including a conversion layer that converts X-rays into charges, and a charge collection electrode that collects charges converted in the conversion layer. The charge collection electrode of each pixel is configured by arranging a plurality of linear electrode groups formed by electrically connecting linear electrodes arranged at a constant period so that their phases are different from each other. In this embodiment, the charge collection electrode constitutes the intensity modulation means described in the claims.
図１３において、本実施形態のＦＰＤ７０には、画素７１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７１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７２が形成されている。電荷収集電極７２は、第１〜第６の線状電極群７２ａ〜７２ｆから構成されており、各線状電極群の線状電極の配列周期の位相がπ／３ずつずれている。具体的には、第１の線状電極群７２ａの位相を０とすると、第２の線状電極群７２ｂの位相はπ／３、第３の線状電極群７２ｃの位相は２π／３、第４の線状電極群７２ｄの位相はπ、第５の線状電極群７２ｅの位相は４π／３、第６の線状電極群７２ｆの位相は５π／３である。
In FIG. 13, in the
さらに、各画素７１には、電荷収集電極７２により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群７３が設けられている。スイッチ群７３は、第１〜第６の線状電極群７２ａ〜７２ｆ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７２ａ〜７２ｆにより収集された電荷を、スイッチ群７３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、互いに位相の異なる６種類の縞画像が取得される。この６種類の縞画像に基づいて位相コントラスト画像が生成される。その他の構成については、上記第１実施形態と同一であるので、説明は省略する。
Further, each
本実施形態では、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、異なる位相で強度変調が行われた複数の縞画像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、上記構成の電荷収集電極７２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。
In the present embodiment, since the second absorption type grating 22 is not required from the imaging unit 12, the cost can be reduced and the thickness can be further reduced. Further, in the present embodiment, it is possible to acquire a plurality of fringe images that have been intensity-modulated at different phases by one shooting, so that physical scanning for fringe scanning becomes unnecessary, and the above scanning is performed. The
さらに、第２の吸収型格子２２を排することを可能とする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といった構成を用いても良い。 Furthermore, as another embodiment that makes it possible to eliminate the second absorption grating 22, a fringe image (G1 image) obtained by an X-ray image detector is periodically changed while changing the phase by signal processing. A configuration in which intensity modulation is applied to the fringe image by sampling may be used.
以上説明した各実施形態は、医療診断用の放射線撮影システムに限定されず、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。また、放射線として、Ｘ線以外に、ガンマ線等を用いることも可能である。 Each embodiment described above is not limited to a radiographic system for medical diagnosis, but can be applied to other radiographic systems for industrial use. In addition to X-rays, gamma rays or the like can be used as radiation.
１０ Ｘ線撮影システム
２０ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
２１ 第１の吸収型格子（第１の格子）
２１ａ Ｘ線遮蔽部（Ｘ線高吸収部）
２１ｂ Ｘ線低吸収部
２２ 第２の吸収型格子（第２の格子）
２２ａ Ｘ線遮蔽部（Ｘ線高吸収部）
２２ｂ Ｘ線低吸収部
７０ ＦＰＤ
７１ 画素
７２ 電荷収集電極
７２ａ〜７２ｆ 第１〜第６の線状電極群
７３ スイッチ群
10
21 First absorption type grating (first grating)
21a X-ray shielding part (X-ray high absorption part)
21b X-ray
22a X-ray shielding part (X-ray high absorption part)
22b X-ray
71
Claims (12)
前記放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、
前記縞画像の周期パターンに対して位相が異なるＭ個（ここで、Ｍは正の整数）の相対位置（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段と、
前記強度変調手段により前記各相対位置（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）で強度変調された縞画像を検出する放射線画像検出器と、
前記放射線画像検出器で取得された複数の縞画像に基づき、数式（Ａ）及び（Ｂ）を用いて、被検体を配置しない場合の第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ）及びψβ１（ｘ，ｙ）と、被検体を配置した場合の第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ）及びψβ２（ｘ，ｙ）とを算出し、ψα１（ｘ，ｙ）とψα２（ｘ，ｙ）との差分値と、ψβ１（ｘ，ｙ）とψβ２（ｘ，ｙ）との差分値とを用いて、補正済位相微分像を算出する位相微分像生成手段と、
を備えることを特徴とする放射線撮影システム。
A first grating that passes the radiation to generate a fringe image;
Intensity modulation is applied to the fringe image at M relative positions (k = 0, 1,... M−1) having different phases with respect to the periodic pattern of the fringe image (where M is a positive integer). Intensity modulation means;
A radiation image detector for detecting a fringe image whose intensity is modulated at each relative position (k = 0, 1,..., M−1) by the intensity modulator;
Based on the plurality of fringe images acquired by the radiation image detector, the first phase differential images ψ α1 (x, y) and ψ when the subject is not arranged using the mathematical formulas (A) and (B) β1 (x, y) and second differential phase images ψ α2 (x, y) and ψ β2 (x, y) when the subject is arranged are calculated, and ψ α1 (x, y) and ψ phase differential image generation means for calculating a corrected phase differential image using a difference value between α2 (x, y) and a difference value between ψ β1 (x, y) and ψ β2 (x, y); ,
A radiation imaging system comprising:
前記放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、
前記縞画像の周期パターンに対して位相が異なるＭ個（ここで、Ｍは正の整数）の相対位置（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段と、
前記強度変調手段により前記各相対位置（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）で強度変調された縞画像を検出す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処理方法であって、
前記放射線画像検出器で取得された複数の縞画像に基づき、数式（Ａ）及び（Ｂ）を用いて、被検体を配置しない場合の第１の位相微分像ψα１（ｘ，ｙ）及びψβ１（ｘ，ｙ）と、被検体を配置した場合の第２の位相微分像ψα２（ｘ，ｙ）及びψβ２（ｘ，ｙ）とを算出し、ψα１（ｘ，ｙ）とψα２（ｘ，ｙ）との差分値と、ψβ１（ｘ，ｙ）とψβ２（ｘ，ｙ）との差分値とを用いて、補正済位相微分像を算出することを特徴とする画像処理方法。
A first grating that passes the radiation to generate a fringe image;
Intensity modulation is applied to the fringe image at M relative positions (k = 0, 1,... M−1) having different phases with respect to the periodic pattern of the fringe image (where M is a positive integer). Intensity modulation means;
A radiation image detector for detecting a fringe image whose intensity is modulated at each relative position (k = 0, 1,..., M−1) by the intensity modulator;
An image processing method for use in a radiation imaging system comprising:
Based on the plurality of fringe images acquired by the radiation image detector, the first phase differential images ψ α1 (x, y) and ψ when the subject is not arranged using the mathematical formulas (A) and (B) β1 (x, y) and second differential phase images ψ α2 (x, y) and ψ β2 (x, y) when the subject is arranged are calculated, and ψ α1 (x, y) and ψ An image characterized in that a corrected phase differential image is calculated using a difference value between α2 (x, y) and a difference value between ψ β1 (x, y) and ψ β2 (x, y). Processing method.
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| CN110913764A (en) * | 2017-10-11 | 2020-03-24 | 株式会社岛津制作所 | X-ray phase difference imaging system and phase contrast image correction method |
| CN110913764B (en) * | 2017-10-11 | 2023-08-04 | 株式会社岛津制作所 | X-ray phase difference imaging system and phase contrast image correction method |
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Legal Events
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