JP2012065840A - X-ray radiography apparatus and x-ray image system - Google Patents
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Classifications
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
Abstract
Description
本発明は、Ｘ線撮影装置及びＸ線画像システムに関する。 The present invention relates to an X-ray imaging apparatus and an X-ray image system.
診断に用いられる医療用のＸ線画像のほとんどは、吸収コントラスト法による画像である。吸収コントラスト法は、Ｘ線が被写体を透過したときのＸ線強度の減衰の差によりコントラストを形成する。一方、Ｘ線の吸収ではなく、Ｘ線の位相変化によってコントラストを得る位相コントラスト法が提案されている。例えば、拡大撮影時のＸ線の屈折を利用したエッジ強調によって視認性の高いＸ線画像を得る位相コントラスト撮影が行われている（例えば、特許文献１、２参照）。 Most of medical X-ray images used for diagnosis are images by an absorption contrast method. In the absorption contrast method, contrast is formed by a difference in attenuation of X-ray intensity when X-rays pass through a subject. On the other hand, a phase contrast method has been proposed in which contrast is obtained not by X-ray absorption but by X-ray phase change. For example, phase contrast imaging is performed in which X-ray images with high visibility are obtained by edge enhancement using X-ray refraction during magnified imaging (see, for example, Patent Documents 1 and 2).
吸収コントラスト法は骨等のＸ線吸収が大きい被写体の撮影に有効である。これに対し、位相コントラスト法はＸ線吸収差が小さく、吸収コントラスト法によっては画像として現れにくい***の組織や関節軟骨、関節周辺の軟部組織をも画像化することが可能であり、Ｘ線画像診断への適用が期待されている。 The absorption contrast method is effective for photographing a subject having a large X-ray absorption such as bone. On the other hand, the phase contrast method has a small X-ray absorption difference and can image breast tissue, articular cartilage, and soft tissue around the joint, which are difficult to appear as an image by the absorption contrast method. Application to diagnosis is expected.
位相コントラスト撮影の１つとして、タルボ効果を利用するタルボ干渉計も検討されている（例えば、特許文献３〜５）。タルボ効果とは、一定の周期でスリットが設けられた第１格子を干渉性の光が透過すると、光の進行方向に一定周期でその格子像を結ぶ現象をいう。この格子像は自己像と呼ばれ、タルボ干渉計は自己像を結ぶ位置に第２格子を配置し、この第２格子をわずかにずらすことで生じる干渉縞（モアレ）を測定する。第２格子の前に物体を配置するとモアレが乱れることから、タルボ干渉計によりＸ線撮影を行うのであれば、第１格子の前に被写体を配置して干渉性Ｘ線を照射し、得られたモアレの画像を演算することによって被写体の再構成画像を得ることが可能である。 As one of phase contrast imaging, a Talbot interferometer using the Talbot effect has been studied (for example, Patent Documents 3 to 5). The Talbot effect is a phenomenon in which, when coherent light is transmitted through a first grating provided with slits at a certain period, the grating image is formed at a certain period in the light traveling direction. This lattice image is called a self-image, and the Talbot interferometer arranges a second grating at a position connecting the self-images, and measures interference fringes (moire) generated by slightly shifting the second grating. If an object is placed in front of the second grating, the moire is disturbed. Therefore, if X-ray imaging is performed with a Talbot interferometer, the object is placed in front of the first grating and irradiated with coherent X-rays. It is possible to obtain a reconstructed image of the subject by calculating a moire image.
実用化を考慮すると、Ｘ線源と第１格子との間にマルチ格子（マルチスリット）を設置し、Ｘ線の照射線量を増大させるタルボ・ロー干渉計が期待される。
タルボ・ロー干渉計を、例えばリウマチ診断のためのＸ線撮影に用いる場合、Ｘ線撮影装置を天井から床への重力方向にＸ線を照射する縦型とすることが好ましい。縦型であれば、リウマチが発症しやすい手等を撮影しやすく、またＸ線撮影装置の省設置面積化をはかることができる。
Considering practical application, a Talbot-Lau interferometer that increases the X-ray irradiation dose by installing a multi-grating (multi-slit) between the X-ray source and the first grating is expected.
When the Talbot-Lau interferometer is used for, for example, X-ray imaging for rheumatic diagnosis, the X-ray imaging apparatus is preferably a vertical type that irradiates X-rays in the direction of gravity from the ceiling to the floor. If it is a vertical type, it is easy to photograph a hand or the like that is likely to develop rheumatism, and the installation area of the X-ray imaging apparatus can be reduced.
しかし、このようなタルボ干渉計、タルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置では、縞走査法により再構成画像を作成する場合、従来のタルボ・ロー干渉計であれば、第１格子又は第２格子を移動しながら（両格子を相対移動させながら）、両格子の相対位置に応じた縞の位相の異なるモアレ画像（以後、一定周期間隔のモアレ画像と呼ぶ）が複数撮影される。この撮影における各格子の移動量は極僅かであり、適切にモアレ画像を撮影するためには、各格子を高精度に微調整することが必要となる。 However, in the X-ray imaging apparatus using such a Talbot interferometer and a Talbot-Lau interferometer, when a reconstructed image is created by the fringe scanning method, if the conventional Talbot-Lau interferometer is used, the first grating or While moving the second grating (moving both gratings relative to each other), a plurality of moire images having different fringe phases according to the relative positions of both gratings (hereinafter referred to as moire images with a constant periodic interval) are taken. The amount of movement of each grid in this shooting is very small, and it is necessary to finely adjust each grid with high accuracy in order to appropriately capture a moire image.
特にこのマルチ格子、第１格子及び第２格子は極めて高精度の精密部品であり、装置の輸送中や保管中の外部からの衝撃・振動や温度変化をできる限り避ける必要がある。
このため、装置を組み立てた状態で輸送又は保管しようとすると、特に精密部品であるマルチ格子、第１格子及び第２格子を頑丈に梱包するために、全体がかなり大きくなり、場所をとるため、輸送や保管にかかる費用が増大するという問題がある。
In particular, the multi-grating, the first grating, and the second grating are highly accurate precision parts, and it is necessary to avoid as much as possible external shock / vibration and temperature change during transportation and storage of the apparatus.
For this reason, when trying to transport or store the device in an assembled state, in order to pack the multi-grid, the first lattice, and the second lattice, which are precision parts, in a robust manner, the whole becomes considerably large and takes up space. There is a problem that costs for transportation and storage increase.
また、装置を病院等の施設内に設置した後も、被写体台の上に患者が手等を載せたときの振動や、患者の身体が被写体台に当たった際の衝撃がマルチ格子、第１格子及び第２格子といった精密部品に伝わると、高精度な移動制御ができないことが懸念されるため、振動の影響が無くなるまで撮影を待機しなければならず、円滑・迅速な撮影処理を行うことができない。
また、撮影の途中で被写体台から衝撃や振動がマルチ格子、第１格子及び第２格子といった精密部品に伝わることにより、各格子の位置等がずれてしまった場合には、適切なモアレ画像を得ることができなくなり、再撮影が必要となって、患者に無駄な被曝をさせることとなってしまう。
In addition, even after the apparatus is installed in a facility such as a hospital, the vibration when the patient places his / her hand on the subject table and the impact when the patient's body hits the subject table are multi-grid, first If it is transmitted to precision parts such as the grid and the second grid, there is a concern that high-precision movement control cannot be performed. Therefore, it is necessary to wait for shooting until the influence of vibration disappears, and smooth and quick shooting processing is performed. I can't.
In addition, when the position of each grid is shifted due to impact or vibration transmitted from the subject table to the precision parts such as the multi-grid, the first grid, and the second grid during the shooting, an appropriate moire image is displayed. It becomes impossible to obtain it, and re-imaging is required, which causes the patient to be exposed to unnecessary exposure.
本発明は以上のような事情に鑑みてなされたものであり、高精度を要求される精密部品への衝撃や振動の影響を防止しつつ、輸送性、保管性に優れたＸ線撮影装置、及びこれを用いたＸ線画像システムを提供することを目的とするものである。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an X-ray imaging apparatus excellent in transportability and storability while preventing the influence of impact and vibration on precision parts that require high precision, An object of the present invention is to provide an X-ray image system using the same.
前記課題を解決するために、請求項１に記載の発明によれば、
Ｘ線を照射するＸ線源と、
複数のスリットを有するマルチ格子、第１格子及び第２格子と、
前記マルチ格子、前記第１格子、及び前記第２格子のうちの少なくとも１つを移動させる移動部と、
被写体台と、
照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
を備え、
前記移動部により、前記マルチ格子、前記第１格子及び前記第２格子のうちの少なくとも１つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に、前記マルチ格子または前記第１格子若しくは前記第２格子に対して相対移動し、前記少なくとも１つがが一定周期間隔で移動する毎に、前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返し、一定周期間隔のモアレ画像を複数得るＸ線撮影装置であって、
前記マルチ格子を含むマルチ格子ユニット、前記第１格子を含む第１格子ユニット及び前記第２格子を含む第２格子ユニットは、それぞれが共通の基台部に着脱自在に構成されており、
前記マルチ格子ユニット、前記第１格子ユニット及び前記第２格子ユニットのうち少なくともいずれか１つには、当該ユニットに設けられている格子と他の格子との間における平行度（相対的な平行度）を調整可能とする煽り調整機構が設けられているＸ線撮影装置が提供される。
In order to solve the above problem, according to the invention of claim 1,
An X-ray source that emits X-rays;
A multi-grating having a plurality of slits, a first grating and a second grating;
A moving unit that moves at least one of the multi-grating, the first grating, and the second grating;
Subject table,
An X-ray detector that two-dimensionally arranges a conversion element that generates an electrical signal according to the irradiated X-ray, and reads the electrical signal generated by the conversion element as an image signal;
With
By the moving unit, at least one of the multi-grating, the first grating, and the second grating is set in a direction perpendicular to the X-ray irradiation direction, the multi-grating, the first grating, or the second grating. The X-ray detector repeats the process of reading the image signal in accordance with the X-rays irradiated by the X-ray source every time at least one of the at least one moves at a constant cycle interval. An X-ray imaging apparatus that obtains a plurality of interval moire images,
The multi-grating unit including the multi-grating, the first grating unit including the first grating, and the second grating unit including the second grating are each configured to be detachable from a common base part,
At least one of the multi-grating unit, the first grating unit, and the second grating unit has parallelism (relative parallelism) between a grating provided in the unit and another grating. ) Can be adjusted. An X-ray imaging apparatus provided with a turning adjustment mechanism is provided.
請求項２に記載の発明によれば、
前記マルチ格子ユニット、前記第１格子ユニット及び前記第２格子ユニットのうち少なくともいずれか１つには、当該ユニットに設けられている格子と他の格子との間における相対距離を調整可能とする相対距離調整機構が設けられている請求項１に記載のＸ線撮影装置が提供される。
According to invention of Claim 2,
At least one of the multi-grating unit, the first grating unit, and the second grating unit is a relative unit that can adjust a relative distance between a grating provided in the unit and another grating. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein a distance adjustment mechanism is provided.
請求項３に記載の発明によれば、
前記マルチ格子ユニット、前記第１格子ユニット及び前記第２格子ユニットのそれぞれに、前記煽り調整機構及び前記相対距離調整機構が設けられている請求項２に記載のＸ線撮影装置が提供される。
According to invention of Claim 3,
The X-ray imaging apparatus according to claim 2, wherein the turning adjustment mechanism and the relative distance adjustment mechanism are provided in each of the multi-grating unit, the first grating unit, and the second grating unit.
請求項４に記載の発明によれば、
前記Ｘ線源は、平行度及び相対距離を調整された前記マルチ格子、前記第１格子及び前記第２格子のスリット方向に対する取付方向が変更可能に構成されている請求項１から請求項３のいずれか一項に記載のＸ線撮影装置が提供される。
According to invention of Claim 4,
The said X-ray source is comprised so that the attachment direction with respect to the slit direction of the said multi grating | lattice, the said 1st grating | lattice, and the said 2nd grating | lattice whose parallelism and relative distance were adjusted can be changed. An X-ray imaging apparatus according to any one of the above items is provided.
請求項５に記載の発明によれば、
請求項１から請求項４のいずれか一項に記載のＸ線撮影装置と、
前記Ｘ線撮影装置によって得られたモアレ画像を処理し、被写体の再構成画像を作成する画像処理装置と、
を備えるＸ線画像システムが提供される。
According to the invention of claim 5,
X-ray imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4,
An image processing apparatus that processes a moire image obtained by the X-ray imaging apparatus and creates a reconstructed image of the subject;
An X-ray imaging system is provided.
本発明の撮影装置によれば、タルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置において、マルチ格子を含むマルチ格子ユニット、第１格子を含む第１格子ユニット及び第２の格子を含む第２格子ユニットがそれぞれ共通の基台部に着脱自在に構成されているため、装置の輸送時や倉庫等における保管時には、このマルチ格子ユニット、第１格子ユニット及び第２格子ユニットを基台部から取り外した状態とすることができる。
これにより、基台部については厳重な梱包をする必要がなく、マルチ格子ユニット、第１格子ユニット及び第２格子ユニットのみ梱包を厳重にすれば足りる。このため、輸送時や保管時に車両や倉庫内に装置をコンパクトに収容することができ、輸送・保管に要するコストを抑えることができる。
また、マルチ格子ユニット、第１格子ユニット及び第２の格子ユニットのうち少なくともいずれか１つには、マルチ格子、第１格子及び第２の格子相互間における平行度を調整可能とする煽り調整機構が設けられているため、各格子間の平行度（相対的な平行度）を適切に調整して、高精度のモアレ画像を得ることが可能となる。
According to the imaging apparatus of the present invention, in an X-ray imaging apparatus using a Talbot-Lau interferometer, a multi-grating unit including a multi-grating, a first grating unit including a first grating, and a second grating including a second grating. Since each unit is configured to be detachable from a common base part, the multi-grid unit, the first grid unit, and the second grid unit are detached from the base part when the apparatus is transported or stored in a warehouse. State.
Thereby, it is not necessary to carry out a strict packing about a base part, and it is sufficient if packing is made strict only for a multi lattice unit, a 1st lattice unit, and a 2nd lattice unit. For this reason, the apparatus can be accommodated compactly in a vehicle or a warehouse at the time of transportation or storage, and the cost required for transportation / storage can be suppressed.
Further, at least one of the multi-grating unit, the first grating unit, and the second grating unit has a tilt adjustment mechanism that can adjust the parallelism between the multi-grating, the first grating, and the second grating. Therefore, it is possible to appropriately adjust the parallelism between the lattices (relative parallelism) to obtain a highly accurate moire image.
本発明者等は鋭意検討を行った結果、第１格子の第２格子に対する相対移動、又は第２格子の第１格子に対する相対移動により複数枚のモアレ画像を生成する機能と、マルチ格子（マルチスリット）によりＸ線の照射線量を増大させる機能という、従来のタルボ・ロー干渉計の概念にとらわれず、第１の格子及び第２の格子の位置は固定（相対移動無し）とし、マルチ格子を当該第１及び第２の格子に対し、相対移動させる構成によっても、従来のタルボ・ロー干渉計と同様のモアレ画像が得られることを見出した。これにより、従来のタルボ・ロー干渉計に於ける課題、特に縦型に配置した際に想定される課題を解消することができ、タルボ・ロー干渉計を用いた縦型のＸ線撮影装置を実用化することが可能となる。 As a result of intensive studies, the inventors of the present invention have a function of generating a plurality of moire images by relative movement of the first grating relative to the second grating, or relative movement of the second grating relative to the first grating, and Regardless of the concept of the conventional Talbot-Lau interferometer, which is a function to increase the X-ray irradiation dose by the slit), the positions of the first grating and the second grating are fixed (no relative movement), and the multi-grating is It has been found that a moire image similar to that of a conventional Talbot-Lau interferometer can be obtained even by a configuration in which the first and second gratings are moved relative to each other. As a result, the problems with conventional Talbot-Lau interferometers, especially the problems that can be expected when placed in a vertical type, can be solved. It can be put to practical use.
以下、図面を参照しつつ、本発明に係るＸ線撮影装置及びこれを用いたＸ線画像システムの一実施形態について説明する。 Hereinafter, an embodiment of an X-ray imaging apparatus according to the present invention and an X-ray image system using the same will be described with reference to the drawings.
図１は本実施形態に係るＸ線画像システムを模式的に示したものであり、図２は、図１に示すＸ線撮影装置１を上方から見た平面図である。
Ｘ線画像システムは、Ｘ線撮影装置１とコントローラ５を備えている。Ｘ線撮影装置１はタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影を行い、コントローラ５は当該Ｘ線撮影により得られたモアレ画像を用いて被写体の再構成画像を作成する。
FIG. 1 schematically shows an X-ray imaging system according to the present embodiment, and FIG. 2 is a plan view of the X-ray imaging apparatus 1 shown in FIG. 1 as viewed from above.
The X-ray imaging system includes an X-ray imaging apparatus 1 and a controller 5. The X-ray imaging apparatus 1 performs X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer, and the controller 5 creates a reconstructed image of the subject using the moire image obtained by the X-ray imaging.
Ｘ線撮影装置１は、図１に示すように、Ｘ線源１１、マルチ格子１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６、支柱１７、本体部１８、基台部１９を備えている。
本実施形態におけるＸ線撮影装置１は縦型であり、Ｘ線源１１、マルチ格子１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、この順序に重力方向であるｚ方向に沿って配置されている。
なお、図１中、Ｘ線源１１の焦点とマルチ格子１２間の距離をｄ１（ｍｍ）、Ｘ線源１１の焦点とＸ線検出器１６間の距離をｄ２（ｍｍ）、マルチ格子１２と第１格子１４間の距離をｄ３（ｍｍ）、第１格子１４と第２格子１５間の距離をｄ４（ｍｍ）で表す。
As shown in FIG. 1, the X-ray imaging apparatus 1 includes an X-ray source 11, a multi-grating 12, a subject table 13, a first grating 14, a second grating 15, an X-ray detector 16, a column 17, a main body 18, A base 19 is provided.
The X-ray imaging apparatus 1 in the present embodiment is a vertical type, and the X-ray source 11, the multi-grating 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 are arranged in this order in the direction of gravity. Are arranged along the z direction.
In FIG. 1, the distance between the focal point of the X-ray source 11 and the multi-grating 12 is d1 (mm), the distance between the focal point of the X-ray source 11 and the X-ray detector 16 is d2 (mm), The distance between the 1st grating | lattice 14 is represented by d3 (mm), and the distance between the 1st grating | lattice 14 and the 2nd grating | lattice 15 is represented by d4 (mm).
距離ｄ１は好ましくは３〜５００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは４〜３００（ｍｍ）である。
距離ｄ２は、一般的に放射線科の撮影室の高さは３（ｍ）程度又はそれ以下であることから、少なくとも３０００（ｍｍ）以下であることが好ましい。なかでも、距離ｄ２は４００〜２５００（ｍｍ）が好ましく、さらに好ましくは５００〜２０００（ｍｍ）である。
Ｘ線源１１の焦点と第１格子１４間の距離（ｄ１＋ｄ３）は、好ましくは３００〜５０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは４００〜１８００（ｍｍ）である。
Ｘ線源１１の焦点と第２格子１５間の距離（ｄ１＋ｄ３＋ｄ４）は、好ましくは４００〜５０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは５００〜２０００（ｍｍ）である。
それぞれの距離は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の波長から、第２格子１５上に第１格子１４による格子像（自己像）が重なる最適な距離を算出し、設定すればよい。
The distance d1 is preferably 3 to 500 (mm), and more preferably 4 to 300 (mm).
The distance d2 is preferably at least 3000 (mm) or less since the height of the radiology room is generally about 3 (m) or less. Especially, the distance d2 is preferably 400 to 2500 (mm), and more preferably 500 to 2000 (mm).
The distance (d1 + d3) between the focal point of the X-ray source 11 and the first grating 14 is preferably 300 to 5000 (mm), and more preferably 400 to 1800 (mm).
The distance (d1 + d3 + d4) between the focal point of the X-ray source 11 and the second grating 15 is preferably 400 to 5000 (mm), more preferably 500 to 2000 (mm).
Each distance may be set by calculating an optimum distance at which the lattice image (self-image) by the first lattice 14 overlaps the second lattice 15 from the wavelength of the X-rays emitted from the X-ray source 11.
図３は、図１及び図２に示すＸ線撮影装置１の構成を具体的に示した斜視図であり、図４は、Ｘ線撮影装置１の各構成部を分離した状態を示す斜視図である。
図３及び図４に示すように、本実施形態におけるＸ線撮影装置１は、Ｘ線源１１を支持する支柱１７と、マルチ格子１２を含むマルチ格子ユニット１２０、第１格子１４を含む第１格子ユニット１４０、第２格子１５を含む第２格子ユニット１５０及びＸ線検出器１６が取り付けられている基台部１９と、被写体台１３とに大きく分離することができる。
FIG. 3 is a perspective view specifically showing the configuration of the X-ray imaging apparatus 1 shown in FIGS. 1 and 2, and FIG. 4 is a perspective view showing a state in which each component of the X-ray imaging apparatus 1 is separated. It is.
As shown in FIGS. 3 and 4, the X-ray imaging apparatus 1 in the present embodiment includes a column 17 that supports the X-ray source 11, a multi-grating unit 120 that includes a multi-grating 12, and a first that includes a first grating 14. The base unit 19 to which the grid unit 140, the second grid unit 150 including the second grid 15 and the X-ray detector 16 are attached, and the subject table 13 can be largely separated.
Ｘ線源１１には、ほぼコ字状に形成された固定用部材１１１が取付用アーム１１２を介して取り付けられている。本実施形態において、支柱１７は、四角柱形状となっており、固定用部材１１１は、支柱１７を側面から挟み込むようにして支柱１７に取り付けられ、固定されている。
取付用アーム１１２の一部には緩衝部材１７ａ（図１参照）が設けられており、Ｘ線源１１は、この緩衝部材１７ａを介して保持されている。緩衝部材１７ａは、衝撃や振動を吸収できる材料であれば何れの材料を用いてもよいが、例えばエラストマー等が挙げられる。Ｘ線源１１はＸ線の照射によって発熱するため、Ｘ線源１１側の緩衝部材１７ａは衝撃や振動を吸収できる材料であることに加えて断熱材料であることが好ましい。
A fixing member 111 formed in a substantially U shape is attached to the X-ray source 11 via an attachment arm 112. In the present embodiment, the support column 17 has a quadrangular prism shape, and the fixing member 111 is attached and fixed to the support column 17 so as to sandwich the support column 17 from the side surface.
A buffer member 17a (see FIG. 1) is provided on a part of the mounting arm 112, and the X-ray source 11 is held via the buffer member 17a. Any material may be used for the buffer member 17a as long as it can absorb shocks and vibrations, and examples thereof include an elastomer. Since the X-ray source 11 generates heat upon irradiation with X-rays, the buffer member 17a on the X-ray source 11 side is preferably a heat insulating material in addition to a material that can absorb shock and vibration.
Ｘ線源１１はＸ線管を備え、当該Ｘ線管によりＸ線を発生させて重力方向（ｚ方向）にＸ線を照射する。Ｘ線管としては、例えば医療現場で広く一般に用いられているクーリッジＸ線管や回転陽極Ｘ線管を用いることができる。陽極としては、タングステンやモリブデンを用いることができる。
Ｘ線の焦点径は、０．０３〜３（ｍｍ）が好ましく、さらに好ましくは０．１〜１（ｍｍ）である。
The X-ray source 11 includes an X-ray tube, generates X-rays by the X-ray tube, and irradiates the X-rays in the gravity direction (z direction). As the X-ray tube, for example, a Coolidge X-ray tube or a rotary anode X-ray tube widely used in the medical field can be used. As the anode, tungsten or molybdenum can be used.
The X-ray focal diameter is preferably 0.03 to 3 (mm), more preferably 0.1 to 1 (mm).
また、本実施形態では、Ｘ線源１１は、図５及び図６に示すように、取付用アーム１１２の一部がほぼ９０度屈曲することにより、平行度及び相対距離を調整されたマルチ格子１２、第１格子１４、第２格子１５のスリットの方向に対してＸ線源１１の取付方向がほぼ９０度回転可能に構成されている。
本実施形態において、Ｘ線源１１のＸ線管の焦点形状は完全な円形ではなく、僅かに楕円形状となっており、後述するモアレ画像を取得する際の撮影では、Ｘ線管の向きを変えることによって適切なモアレ画像を得ることができる場合がある。このため、Ｘ線源１１をほぼ９０度回転させることにより、Ｘ線管の焦点形状に由来する不具合を解消することができる。
なお、Ｘ線源１１を、マルチ格子１２、第１格子１４及び第２の格子１５のスリット方向に対する取付方向を変更可能とする構成はここに例示したものに限定されない。例えば、固定用部材１１１の取付位置を変えることによりＸ線源１１の取付方向を変更可能としてもよい。また、Ｘ線源１１の取付方向の変更は９０度だけでなく、さらに細かく角度設定が可能となるように構成してもよい。
In this embodiment, as shown in FIGS. 5 and 6, the X-ray source 11 is a multi-grating whose parallelism and relative distance are adjusted by bending a part of the mounting arm 112 approximately 90 degrees. 12, the attachment direction of the X-ray source 11 is configured to be rotatable by approximately 90 degrees with respect to the slit directions of the first grating 14 and the second grating 15.
In the present embodiment, the focal shape of the X-ray tube of the X-ray source 11 is not a perfect circle, but is slightly elliptical, and the direction of the X-ray tube is set for imaging when acquiring a moire image to be described later. In some cases, an appropriate moire image can be obtained by changing. For this reason, by rotating the X-ray source 11 by approximately 90 degrees, it is possible to eliminate the problems caused by the focal shape of the X-ray tube.
In addition, the structure which enables the X-ray source 11 to change the attachment direction with respect to the slit direction of the multi grating | lattice 12, the 1st grating | lattice 14, and the 2nd grating | lattice 15 is not limited to what was illustrated here. For example, the attachment direction of the X-ray source 11 may be changed by changing the attachment position of the fixing member 111. Further, the change in the mounting direction of the X-ray source 11 is not limited to 90 degrees, and the angle may be set more finely.
マルチ格子ユニット１２０、第１格子ユニット１４０、第２格子ユニット１５０及びＸ線検出器１６は、同一の基台部１９の上に保持され、ｚ方向における位置関係が固定されている。マルチ格子ユニット１２０、第１格子ユニット１４０、第２格子ユニット１５０は、重力方向（ｚ方向）と直交する方向に延展せしめられており、ねじ等により、それぞれ基台部１９に対して着脱自在に取り付けられている。
また、Ｘ線検出器１６は、基台部１９に設けられている検出器支持台１９１の上に、緩衝部材１９２を介して載置されている。
なお、基台部１９は支柱１７に対してｚ方向に移動可能に構成されていてもよい。
The multi-grating unit 120, the first grating unit 140, the second grating unit 150, and the X-ray detector 16 are held on the same base 19 and the positional relationship in the z direction is fixed. The multi-grating unit 120, the first grating unit 140, and the second grating unit 150 are extended in a direction orthogonal to the gravitational direction (z direction), and can be attached to and detached from the base unit 19 with screws or the like. It is attached.
Further, the X-ray detector 16 is placed on a detector support base 191 provided on the base 19 via a buffer member 192.
The base unit 19 may be configured to be movable in the z direction with respect to the support column 17.
図７は、マルチ格子ユニット１２０の斜視図である。
図７に示すように、マルチ格子ユニット１２０は、基台部１９に取り付けられるほぼＬ字状の基台取付部１２１とこの基台取付部１２１の上に載置されるマルチ格子ユニット本体１２２を備えている。
この基台取付部１２１における床面に対してほぼ水平に配置されている面には、マルチ格子ユニット本体１２２をｘ方向に移動させるためのリニアガイド１２３が設けられている。
基台取付部１２１は、基台部１９への取り付け位置を調整することにより、マルチ格子１２と、第１格子１４や第２の格子１５との間における相対距離を調整可能とするものである。また、マルチ格子ユニット本体１２２には、相対距離微調整機構部１２７が設けられている。相対距離微調整機構部１２７は、その重力方向（上下方向）の長さを変えることでマルチ格子１２の重力方向（上下方向）の位置を調整するものである。本実施形態では、基台取付部１２１と相対距離微調整機構部１２７とにより、マルチ格子１２と、第１格子１４や第２の格子１５との間における相対距離を調整する相対距離調整機構が構成される。
なお、比較的重量物であるマルチ格子ユニットを扱う際の作業性や安全性、及び、位置調整のやり易さの両観点からは、前者と後者の機能を分離する方が好ましく、取付位置は位置決めピン等により仮固定し（調整不可）、ネジ等で基台部１９に螺合（固定）する構造とし、固定終了後、作業者が両手を自由に使って、マルチ格子ユニット本体１２２内に設けた相対距離微調整機構部１２７により相対距離を微調整する構造とすることが好ましい。
FIG. 7 is a perspective view of the multi-grid unit 120.
As shown in FIG. 7, the multi-grid unit 120 includes a substantially L-shaped base mounting portion 121 attached to the base portion 19 and a multi-grid unit main body 122 placed on the base mounting portion 121. I have.
A linear guide 123 for moving the multi-grid unit main body 122 in the x direction is provided on a surface of the base mounting portion 121 that is disposed substantially horizontally with respect to the floor surface.
The base mounting part 121 is capable of adjusting the relative distance between the multi-grating 12 and the first grid 14 and the second grid 15 by adjusting the mounting position on the base part 19. . The multi-grating unit main body 122 is provided with a relative distance fine adjustment mechanism portion 127. The relative distance fine adjustment mechanism 127 adjusts the position of the multi-grid 12 in the gravitational direction (vertical direction) by changing the length in the gravitational direction (vertical direction). In the present embodiment, a relative distance adjustment mechanism that adjusts the relative distance between the multi-grating 12 and the first grating 14 or the second grating 15 by the base mounting part 121 and the relative distance fine adjustment mechanism part 127. Composed.
From the viewpoints of workability and safety when handling a multi-grid unit that is relatively heavy, and ease of position adjustment, it is preferable to separate the former and latter functions, and the mounting position is Temporarily fixed with positioning pins (not adjustable) and screwed (fixed) to the base 19 with screws or the like. After the fixing is completed, the operator can freely use both hands in the multi-grid unit main body 122. It is preferable that the relative distance be finely adjusted by the provided relative distance fine adjustment mechanism 127.
マルチ格子ユニット本体１２２には、マルチ格子１２が支持されている他、マルチ格子１２を移動させるためのマルチ格子駆動部１２５として、ｘ方向移動用モータ１２５ａ、マルチ格子１２をｘ方向に回転させるためのθｘ回転用モータ１２５ｂ、マルチ格子１２をｙ方向に回転させるためのθｙ回転用モータ１２５ｃ、マルチ格子１２をｚ方向に回転させるためのθｚ回転用モータ１２５ｄが設けられている。
本実施形態では、マルチ格子１２は、図８に示すように、Ｘ線源１１の下方からＸ線源１１の内部に挿入されており、Ｘ線管の焦点位置のすぐ近くに配置されるようになっている。
The multi-grating unit body 122 supports the multi-grating 12 and, as a multi-grating driving unit 125 for moving the multi-grating 12, the x-direction moving motor 125a and the multi-grating 12 are rotated in the x direction. Θx rotating motor 125b, a θy rotating motor 125c for rotating the multi-grating 12 in the y direction, and a θz rotating motor 125d for rotating the multi-grating 12 in the z direction are provided.
In the present embodiment, as shown in FIG. 8, the multi-grating 12 is inserted into the X-ray source 11 from below the X-ray source 11 and is arranged in the immediate vicinity of the focal position of the X-ray tube. It has become.
ｘ方向移動用モータ１２５ａは、通電駆動される駆動源であり、例えばパルス信号に正確に同期して動作するステッピングモータ（パルスモータ）等、高精度の動作制御を行うことのできるモータにより構成されている。ｘ方向移動用モータ１２５ａに適用されるステッピングモータとしては、例えば、オリエンタルモーター株式会社製の５相ステッピングモータ（型式：PX533MH-B）等の５相ステッピングモータが望ましく、５相でも高分解能タイプが好ましい。すなわち、一般的には基本ステップ角：0.72°であるが、高分解能タイプでは基本ステップ角：0.36°であり、このようなモータが好適に用いられる。更に、ステップ数を細分化できるマイクロステップによる制御を行うことが好ましい。
本実施形態では、駆動源であるｘ方向移動用モータ１２５ａが駆動すると、当該駆動源の出力を被駆動部であるマルチ格子１２を含むマルチ格子ユニット１２０の本体まで伝達する伝達系を構成する図示しないボールねじが回転し、マルチ格子１２を含むマルチ格子ユニット１２０の本体がリニアガイド１２３にガイドされてｘ方向に移動するようになっている。
駆動源であるｘ方向移動用モータ１２５ａと伝達系であるボールねじ及びリニアガイドによってマルチ格子ユニット１２０の移動部が構成されており、この移動部は重力方向（ｚ方向）と直交する方向に移動する移動要素のみにより構成されている。
The x-direction movement motor 125a is a drive source that is energized and is configured by a motor that can perform highly accurate operation control, such as a stepping motor (pulse motor) that operates in synchronization with a pulse signal accurately. ing. As the stepping motor applied to the x-direction moving motor 125a, for example, a 5-phase stepping motor such as a 5-phase stepping motor (model: PX533MH-B) manufactured by Oriental Motor Co., Ltd. is desirable, and a high-resolution type is also available for 5 phases. preferable. That is, in general, the basic step angle is 0.72 °, but in the high resolution type, the basic step angle is 0.36 °, and such a motor is preferably used. Furthermore, it is preferable to perform control by microsteps that can subdivide the number of steps.
In the present embodiment, when the x-direction movement motor 125a that is a driving source is driven, the transmission system that transmits the output of the driving source to the main body of the multi-grid unit 120 including the multi-grid 12 that is a driven part is illustrated. The main body of the multi-grating unit 120 including the multi-grating 12 is guided by the linear guide 123 and moves in the x direction.
The moving unit of the multi-grid unit 120 is configured by the x-direction moving motor 125a as the driving source and the ball screw and linear guide as the transmission system, and the moving unit moves in a direction orthogonal to the gravitational direction (z direction). It is comprised only by the moving element to do.
また、本実施形態では、マルチ格子１２を移動させる際には、ｘ方向移動用モータ１２５ａの出力を最大とするが、Ｘ線照射時には、マルチ格子駆動部１２５は、ｘ方向移動用モータ１２５ａへの通電電流が、当該モータの出力を最大としたときにマルチ格子１２に生じる変位量の５０％以下となるような電流値となるようにｘ方向移動用モータ１２５ａへの通電電流値を調整するようになっている。 In this embodiment, when the multi-grid 12 is moved, the output of the x-direction moving motor 125a is maximized, but at the time of X-ray irradiation, the multi-grid driving unit 125 is moved to the x-direction moving motor 125a. The energizing current value to the x-direction moving motor 125a is adjusted so that the energizing current becomes a current value that is 50% or less of the displacement generated in the multi-grid 12 when the output of the motor is maximized. It is like that.
マルチ格子１２を移動させながら複数回の撮影を行う場合、マルチ格子１２の位置を高精度に維持するために、ｘ方向移動用モータ１２５ａに電流をかけて励磁することによりその自己保持力で位置を固定しておく必要がある。また、マルチ格子１２を移動させながら複数回の撮影を行う場合には、現時点でのマルチ格子１２の位置を次の移動の際の基点としてマルチ格子１２を順次移動させていくが、電源を停止させてしまうと、現時点でのマルチ格子１２の位置を次の移動の際にフィードバックさせることができなくなってしまう。このため、マルチ格子１２を移動させていないとき（すなわち、Ｘ線照射時）でも、所定の複数回の撮影が終了するまでは、ｘ方向移動用モータ１２５ａに電流をかけ続けておく必要がある。
他方で、励磁する際にｘ方向移動用モータ１２５ａにかける電流の電流値が高いと、ｘ方向移動用モータ１２５ａが発熱するとともに、微振動を生じ、これがボールねじに伝わる等により、マルチ格子１２の位置に微細な変位を生じさせてしまう。
When photographing a plurality of times while moving the multi-grating 12, in order to maintain the position of the multi-grating 12 with high accuracy, the position is maintained by its self-holding force by exciting the x-direction moving motor 125a with current. Must be fixed. In addition, when shooting a plurality of times while moving the multi-grid 12, the multi-grid 12 is sequentially moved using the current position of the multi-grid 12 as a base point for the next movement, but the power supply is stopped. Otherwise, the current position of the multi-grid 12 cannot be fed back at the next movement. For this reason, even when the multi-grating 12 is not moved (that is, during X-ray irradiation), it is necessary to continue to apply current to the x-direction moving motor 125a until a predetermined plurality of times of imaging are completed. .
On the other hand, if the current value of the current applied to the x-direction movement motor 125a during excitation is high, the x-direction movement motor 125a generates heat and causes slight vibration, which is transmitted to the ball screw. This causes a minute displacement at the position.
図９は、横軸に時間（ｍｉｎ）をとり、縦軸にマルチ格子１２の変位量（μｍ）と温度変化（℃）をとって、励磁電流値と、温度変化及びマルチ格子１２の変位量との関係を示したグラフである。
図９において、マルチ格子１２の変位量は、初期状態のマルチ格子１２の位置をゼロとしたときに励磁電流値及び温度変化によってどれだけマルチ格子１２が移動方向（ｘ方向）に変位するかを測定したものである。また、温度上昇値は、各電流値の励磁電流をかけた際のｘ方向移動用モータ１２５ａの温度変化を測定したものである。
図９に示すように、励磁電流値を当該モータの出力を最大としたときの９０％程度とすると、時間の経過に伴ってｘ方向移動用モータ１２５ａの温度が上昇するとともに、マルチ格子１２の変位量も大きくなっていき、１．４μｍを超える変位量となる。これに対して、励磁電流値を当該モータの出力を最大としたときの２７％程度とすると、時間が経過してもｘ方向移動用モータ１２５ａの温度はそれほど上昇せず、マルチ格子１２の変位量も０．３μｍ程度に止まる。また、励磁電流値を当該モータの出力を最大としたときの５０％程度とした場合でも、時間経過に伴うｘ方向移動用モータ１２５ａの温度上昇はそれほど大きくなく、マルチ格子１２の変位量も０．４５μｍ程度に止まる。
In FIG. 9, the horizontal axis represents time (min), and the vertical axis represents the displacement (μm) and temperature change (° C.) of the multi-grating 12, and the excitation current value, temperature change, and displacement of the multi-grating 12. It is the graph which showed the relationship.
In FIG. 9, the amount of displacement of the multi-grating 12 indicates how much the multi-grating 12 is displaced in the moving direction (x direction) due to the excitation current value and temperature change when the position of the multi-grating 12 in the initial state is zero. It is measured. Further, the temperature rise value is obtained by measuring the temperature change of the x-direction moving motor 125a when the exciting current of each current value is applied.
As shown in FIG. 9, when the exciting current value is about 90% when the output of the motor is maximized, the temperature of the x-direction moving motor 125a rises with time, and the multi-grid 12 The amount of displacement also increases, and the amount of displacement exceeds 1.4 μm. On the other hand, if the exciting current value is about 27% of the maximum output of the motor, the temperature of the x-direction moving motor 125a does not rise so much even if time passes, and the displacement of the multi-grid 12 The amount also stops at about 0.3 μm. Even when the excitation current value is about 50% of the maximum output of the motor, the temperature increase of the x-direction moving motor 125a with time is not so large, and the displacement amount of the multi-grid 12 is also zero. It stops at about 45μm.
ここで、適切なモアレ画像を得るためには、ｘ方向移動用モータ１２５ａによるマルチ格子１２の格子送り精度は、格子送り量の１／１０以下である必要がある。例えば、マルチ格子１２を５回移動させて５回撮影することによりモアレ画像を得る場合には、格子ピッチの１／５ずつマルチ格子１２を移動させる。また、マルチ格子１２を３回移動させて３回撮影することによりモアレ画像を得る場合には、格子ピッチの１／３ずつマルチ格子１２を移動させることとなる。したがって、例えば、格子ピッチが２２．８μｍであり、その格子送り量が５．７μｍである場合、要求される精度（格子相対位置）は、±０．２３μｍ（P-P：０．４６μｍ）となる。
本実施形態においては、励磁電流値を当該モータの出力を最大としたときの５０％程度以下であれば、要求される精度（格子相対位置）を満たしており、ｘ方向移動用モータ１２５ａに電流をかけてもモアレ画像の生成に影響を与えないといえる。
Here, in order to obtain an appropriate moire image, the lattice feed accuracy of the multi-grid 12 by the x-direction moving motor 125a needs to be 1/10 or less of the lattice feed amount. For example, when a moiré image is obtained by moving the multi-grating 12 five times and photographing five times, the multi-grating 12 is moved by 1/5 of the grating pitch. Further, when a moiré image is obtained by moving the multi-grating 12 three times and photographing three times, the multi-grating 12 is moved by 1/3 of the grating pitch. Therefore, for example, when the lattice pitch is 22.8 μm and the lattice feed amount is 5.7 μm, the required accuracy (lattice relative position) is ± 0.23 μm (PP: 0.46 μm).
In this embodiment, if the exciting current value is about 50% or less when the output of the motor is maximized, the required accuracy (lattice relative position) is satisfied, and the current is supplied to the x-direction moving motor 125a. It can be said that it does not affect the generation of the moire image.
なお、ｘ方向移動用モータ１２５ａにかける励磁電流値がどの程度のときにモアレ画像の生成に影響を与えるか、すなわち、「ｘ方向移動用モータ１２５ａへの通電電流が、当該モータの出力を最大としたときにマルチ格子１２に生じる変位量の５０％以下となるような電流値」がどの程度であるかは、モータの種類によって異なる。このため、Ｘ線照射時の励磁電流値は、適用するモータに応じて適宜設定することが好ましい。 It should be noted that how much the excitation current value applied to the x-direction moving motor 125a affects the generation of the moire image, that is, “the energization current to the x-direction moving motor 125a maximizes the output of the motor. The degree of the “current value that is 50% or less of the amount of displacement generated in the multi-grid 12” depends on the type of motor. For this reason, it is preferable to set the excitation current value at the time of X-ray irradiation suitably according to the motor to apply.
θｘ回転用モータ１２５ｂ、θｙ回転用モータ１２５ｃ、θｚ回転用モータ１２５ｄは、例えば駆動源となるアクチュエータ等を内蔵したゴニオステージであり、マルチ格子１２、第１格子１４及び第２の格子１５相互間における平行度を調整可能とする煽り調整機構として機能するものである。 The θx rotation motor 125b, the θy rotation motor 125c, and the θz rotation motor 125d are goniostages that incorporate an actuator or the like as a drive source, for example, between the multi-grating 12, the first grating 14, and the second grating 15. It functions as a turning adjustment mechanism that makes it possible to adjust the parallelism.
マルチ格子ユニット１２０に設けられているマルチ格子１２は回折格子であり、図１０に示すようにｘ方向に複数のスリットが所定間隔で設けられている。マルチ格子１２はシリコンやガラスといったＸ線の吸収率が低い材質の基板上に、タングステン、鉛、金といったＸ線の遮蔽力が大きい、つまりＸ線の吸収率が高い材質により形成される。例えば、フォトリソグラフィーによりレジスト層がスリット状にマスクされ、ＵＶが照射されてスリットのパターンがレジスト層に転写される。露光によって当該パターンと同じ形状のスリット構造が得られ、電鋳法によりスリット構造間に金属が埋め込まれて、マルチ格子１２が形成される。 The multi-grating 12 provided in the multi-grating unit 120 is a diffraction grating, and a plurality of slits are provided at predetermined intervals in the x direction as shown in FIG. The multi-lattice 12 is formed on a substrate having a low X-ray absorption rate, such as silicon or glass, with a material having a high X-ray shielding power, that is, a high X-ray absorption rate, such as tungsten, lead, or gold. For example, the resist layer is masked in a slit shape by photolithography, and UV is irradiated to transfer the slit pattern to the resist layer. A slit structure having the same shape as the pattern is obtained by exposure, and a metal is embedded between the slit structures by electroforming to form a multi-grating 12.
マルチ格子１２のスリット周期は１〜６０（μｍ）である。スリット周期は、図１０に示すように隣接するスリット間の距離を１周期とする。スリットの幅（ｘ方向の長さ）はスリット周期の１〜６０（％）の長さであり、さらに好ましくは１０〜４０（％）である。スリットの高さ（ｚ方向の長さ）は１〜５００（μｍ）であり、好ましくは１〜１５０（μｍ）である。
マルチ格子１２のスリット周期をｗ０（μｍ）、第１格子１４のスリット周期をｗ１（μｍ）とすると、スリット周期ｗ０は下記式により求めることができる。
ｗ０＝ｗ１・（ｄ３＋ｄ４）／ｄ４
当該式を満たすように周期ｗ０を決定することにより、マルチ格子１２及び第１格子１４の各スリットを通過したＸ線により形成される自己像が、それぞれ第２格子１５上で重なり合い、いわばピントが合った状態とすることができる。
The slit period of the multi-grating 12 is 1 to 60 (μm). As shown in FIG. 10, the slit period is a period between adjacent slits. The width (length in the x direction) of the slit is 1 to 60 (%) of the slit period, and more preferably 10 to 40 (%). The height (length in the z direction) of the slit is 1 to 500 (μm), preferably 1 to 150 (μm).
When the slit period of the multi-grating 12 is w0 (μm) and the slit period of the first grating 14 is w1 (μm), the slit period w0 can be obtained by the following equation.
w0 = w1 · (d3 + d4) / d4
By determining the period w0 so as to satisfy the equation, the self-images formed by the X-rays that have passed through the slits of the multi-grating 12 and the first grating 14 overlap each other on the second grating 15, and so to speak. It can be in a matched state.
第１格子１４は、マルチ格子１２と同様にｘ方向に複数のスリットが設けられた回折格子である。第１格子１４は、マルチ格子１２と同様にＵＶを用いたフォトリソグラフィーによって形成することもできるし、いわゆるＩＣＰ法によりシリコン基板に微細細線で深掘加工を行い、シリコンのみで格子構造を形成することとしてもよい。第１格子１４のスリット周期は１〜２０（μｍ）である。スリットの幅はスリット周期の２０〜７０（％）であり、好ましくは３５〜６０（％）である。スリットの高さは１〜１００（μｍ）である。 The first grating 14 is a diffraction grating provided with a plurality of slits in the x direction, like the multi-grating 12. The first grating 14 can be formed by photolithography using UV as in the case of the multi-grating 12, or a silicon substrate is deep-digged with fine fine lines by a so-called ICP method to form a grating structure only with silicon. It is good as well. The slit period of the first grating 14 is 1 to 20 (μm). The width of the slit is 20 to 70 (%) of the slit period, and preferably 35 to 60 (%). The height of the slit is 1 to 100 (μm).
第１格子１４として位相型を用いる場合、スリットの高さ（ｚ方向の長さ）はスリット周期を形成する２種の素材、つまりＸ線透過部とＸ線遮蔽部の素材による位相差（Ｘ線の位相差）がπ／８〜１５×π／８となる高さとする。好ましくは、π／４〜３×π／４となる高さである。第１格子１４として吸収型を用いる場合、スリットの高さはＸ線遮蔽部によりＸ線が十分吸収される高さとする。 When a phase type is used as the first grating 14, the height of the slit (length in the z direction) is a phase difference (X between the materials of the X-ray transmitting part and the X-ray shielding part, that is, two kinds of materials forming the slit period. The height of the phase difference between the lines is π / 8 to 15 × π / 8. The height is preferably π / 4 to 3 × π / 4. When an absorption type is used as the first grating 14, the height of the slit is set to a height at which X-rays are sufficiently absorbed by the X-ray shielding part.
第１格子１４が位相型である場合、第１格子１４と第２格子１５間の距離ｄ４は、次の条件をほぼ満たすことが必要である。
ｄ４＝（ｍ＋（１／２））・ｗ１２／λ
なお、ｍは整数であり、λはＸ線の波長である。
When the first grating 14 is a phase type, the distance d4 between the first grating 14 and the second grating 15 needs to substantially satisfy the following condition.
d4 = (m + (1/2)). w12 / λ
Note that m is an integer, and λ is the wavelength of X-rays.
第２格子１５は、マルチ格子１２及び第１格子１４と同様にｘ方向に複数のスリットが設けられた回折格子である。第２格子１５もフォトリソグラフィーにより形成することができる。第２格子１５のスリット周期は１〜２０（μｍ）である。スリットの幅はスリット周期の３０〜７０（％）であり、好ましくは３５〜６０（％）である。スリットの高さは１〜１００（μｍ）である。 Similar to the multi-grating 12 and the first grating 14, the second grating 15 is a diffraction grating provided with a plurality of slits in the x direction. The second grating 15 can also be formed by photolithography. The slit period of the second grating 15 is 1 to 20 (μm). The width of the slit is 30 to 70 (%) of the slit cycle, and preferably 35 to 60 (%). The height of the slit is 1 to 100 (μm).
本実施例では第１格子１４及び第２格子１５は、それぞれの格子面がｚ方向に対し垂直（ｘ−ｙ平面内で平行）であり、第１格子のスリット配列方向と第２格子のスリット配列方向とは、ｘ−ｙ平面内で所定角度だけ傾けて配置されているが、両者を平行な配置としてもよい。 In this embodiment, each of the first grating 14 and the second grating 15 has a grating plane perpendicular to the z direction (parallel in the xy plane), and the slit arrangement direction of the first grating and the slits of the second grating. The arrangement direction is arranged so as to be inclined by a predetermined angle in the xy plane, but both may be arranged in parallel.
第１格子１４及び第２格子１５は、それぞれ、ほぼ同様の構成を有する第１格子ユニット１４０及び第２格子ユニット１５０に設けられている。
図１１は、基台部１９における第１格子ユニット１４０の取り付け部分を拡大した斜視図である。図１１に示すように、第２格子ユニット１５０は、第２格子１５がＸ線検出器１６のすぐ上に位置するように配置される。また、第１格子ユニット１４０は、第１格子１５が第２格子１５の上方に位置するように配置される。
The first grating 14 and the second grating 15 are respectively provided in the first grating unit 140 and the second grating unit 150 having substantially the same configuration.
FIG. 11 is an enlarged perspective view of a mounting portion of the first lattice unit 140 in the base 19. As shown in FIG. 11, the second grating unit 150 is arranged so that the second grating 15 is positioned immediately above the X-ray detector 16. The first grating unit 140 is arranged so that the first grating 15 is positioned above the second grating 15.
また、図１２及び図１３は、第１格子ユニット１４０を上側から見た斜視図であり、図１４は斜め上方向から見た斜視図である。なお、第２格子ユニット１５０は、第１格子ユニット１４０と同一の構成となっているため、図示及び説明を省略する。 12 and 13 are perspective views of the first lattice unit 140 as viewed from above, and FIG. 14 is a perspective view of the first lattice unit 140 as viewed obliquely from above. Since the second grid unit 150 has the same configuration as the first grid unit 140, illustration and description thereof are omitted.
第１格子ユニット１４０は、図１２から図１４に示すように、基台部１９に取り付けられるほぼＬ字状の基台取付部１４１と第１格子ユニット本体１４２とを備えている。この第１格子ユニット本体１４２は、基台取付部１４１における床面に対してほぼ水平に配置されている面に載置されている。
基台取付部１４１は、基台部１９への取り付け位置を調整することにより、第１格子１４と、第２の格子１５やマルチ格子１２との間における相対距離を調整可能とする相対距離調整機構として機能する。
また、第１格子ユニット本体１４２の上側面には、第１格子１４をｘ方向に移動させるためのリニアガイド１４３が設けられている。
As shown in FIGS. 12 to 14, the first grid unit 140 includes a substantially L-shaped base mounting part 141 and a first grid unit main body 142 that are attached to the base part 19. The first lattice unit main body 142 is placed on a surface of the base mounting portion 141 that is disposed substantially horizontally with respect to the floor surface.
The base mounting part 141 adjusts the mounting position on the base part 19 to adjust the relative distance between the first grid 14 and the second grid 15 or the multi-grating 12. Acts as a mechanism.
A linear guide 143 for moving the first grid 14 in the x direction is provided on the upper side surface of the first grid unit main body 142.
第１格子ユニット本体１４２には、支持部１４ａに支持された第１格子１４が設けられている他、第１格子１４を移動させるための第１格子駆動部１４５として、ｘ方向移動用モータ１４５ａ、第１格子１４をｘ方向に回転させるためのθｘ回転用モータ１４５ｂが設けられている。 The first lattice unit main body 142 is provided with the first lattice 14 supported by the support portion 14a, and as the first lattice driving portion 145 for moving the first lattice 14, an x direction moving motor 145a. A θx rotation motor 145b for rotating the first grating 14 in the x direction is provided.
ｘ方向移動用モータ１４５ａは、通電駆動される駆動源であり、マルチ格子ユニット１２０のｘ方向移動用モータ１２５ａと同様に、例えばパルス信号に正確に同期して動作するステッピングモータ（パルスモータ）等、高精度の動作制御を行うことのできるモータにより構成されている。
本実施形態では、駆動源であるｘ方向移動用モータ１４５ａが駆動すると、当該駆動源の出力を被駆動部である第１格子１４を支持する支持部１４ａまで伝達する伝達系を構成するボールねじ１４４が回転し、支持部１４ａに支持された第１格子１４がリニアガイド１４３にガイドされてｘ方向に移動するようになっている。
駆動源であるｘ方向移動用モータ１４５ａと伝達系であるボールねじ及びリニアガイドによって第１格子ユニット１４０の移動部が構成されており、この移動部は重力方向（ｚ方向）と直交する方向に移動する移動要素のみにより構成されている。
The x-direction movement motor 145a is a drive source that is energized and driven, for example, a stepping motor (pulse motor) that operates in synchronization with the pulse signal accurately, as with the x-direction movement motor 125a of the multi-grid unit 120. The motor is configured to perform highly accurate operation control.
In this embodiment, when the x-direction moving motor 145a that is a driving source is driven, a ball screw that constitutes a transmission system that transmits the output of the driving source to the support portion 14a that supports the first grid 14 that is the driven portion. 144 rotates, and the first grating 14 supported by the support portion 14a is guided by the linear guide 143 to move in the x direction.
The moving unit of the first lattice unit 140 is configured by the x-direction moving motor 145a that is the driving source, the ball screw and the linear guide that are the transmission system, and this moving unit is in a direction orthogonal to the gravitational direction (z direction). It consists only of moving elements that move.
ここで、適切なモアレ画像を得るためには、ｘ方向移動用モータ１４５ａによる第１格子１４の格子送り精度は、マルチ格子１２の場合と同様に、格子送り量の１／１０以下である必要がある。例えば、第１格子１４を５回移動させて５回撮影することによりモアレ画像を得る場合には、格子ピッチの１／５ずつ第１格子１４を移動させ、第１格子１４を３回移動させて３回撮影することによりモアレ画像を得る場合には、格子ピッチの１／３ずつ第１格子１４を移動させることとなる。したがって、例えば、格子ピッチが５．３μｍであり、その格子送り量が１．３３μｍである場合、要求される精度（格子相対位置）は、±０．０５μｍ（P-P：０．１０μｍ）となる。
そして、ｘ方向移動用モータ１４５ａに電流をかけるとｘ方向移動用モータ１２５ａの場合と同様、モータの温度が上昇し、周辺部品の熱膨張を誘発し、結果として最終的な第１格子１４の精密送りが達成できず、静的な格子間のアライメント不良を生じたり、モータが微振動し、この振動が周辺部品に伝搬し、結果として第１格子１４が精密送りされた位置に保持できず、動的な格子間のアライメント不良（不定）を生じてしまう。
Here, in order to obtain an appropriate moire image, the lattice feed accuracy of the first lattice 14 by the x-direction moving motor 145a needs to be 1/10 or less of the lattice feed amount, as in the case of the multi-grid 12. There is. For example, when a moire image is obtained by moving the first grating 14 five times and photographing five times, the first grating 14 is moved by 1/5 of the grating pitch, and the first grating 14 is moved three times. When the moire image is obtained by photographing three times, the first grating 14 is moved by 1/3 of the grating pitch. Therefore, for example, when the lattice pitch is 5.3 μm and the lattice feed amount is 1.33 μm, the required accuracy (lattice relative position) is ± 0.05 μm (PP: 0.10 μm).
Then, when an electric current is applied to the x-direction moving motor 145a, the temperature of the motor rises as in the case of the x-direction moving motor 125a and induces thermal expansion of peripheral components. Precise feed cannot be achieved, resulting in static misalignment between the lattices, or slight vibration of the motor, and this vibration propagates to the peripheral parts. As a result, the first lattice 14 cannot be held at the precise feed position. , Dynamic lattice misalignment (indefinite) will occur.
このため、ｘ方向移動用モータ１４５ａについても、ｘ方向移動用モータ１２５ａの場合と同様、第１格子１４を移動させる際には、ｘ方向移動用モータ１４５ａの出力を最大とするが、Ｘ線照射時には、第１格子駆動部１４５は、ｘ方向移動用モータ１４５ａへの通電電流が、当該モータの出力を最大としたときに第１格子１４に生じる変位量の５０％以下となるような電流値となるようにｘ方向移動用モータ１４５ａへの通電電流値を調整するようになっている。
なお、Ｘ線照射時におけるｘ方向移動用モータ１４５ａへの通電電流値（励磁電流値）は、ｘ方向移動用モータ１２５ａの場合と同様、適用するモータに応じて適宜設定することが好ましい。
For this reason, the x-direction moving motor 145a also maximizes the output of the x-direction moving motor 145a when moving the first grid 14 as in the case of the x-direction moving motor 125a. At the time of irradiation, the first grid driving unit 145 is such that the current applied to the x-direction moving motor 145a is 50% or less of the displacement generated in the first grid 14 when the output of the motor is maximized. The energization current value to the x-direction moving motor 145a is adjusted so as to be a value.
Note that the energization current value (excitation current value) to the x-direction movement motor 145a during X-ray irradiation is preferably set as appropriate according to the motor to be applied, as in the case of the x-direction movement motor 125a.
θｘ回転用モータ１４５ｂは、例えば駆動源となるアクチュエータ等を内蔵したゴニオステージであり、マルチ格子１２、第１格子１４及び第２の格子１５相互間における平行度を調整可能とする煽り調整機構として機能するものである。なお、マルチ格子ユニット１２０の場合と同様に、煽り調整機構としてθｙ回転用モータ、θｚ回転用モータを設けてもよい。 The θx rotation motor 145b is a goniometer stage that incorporates, for example, an actuator or the like as a drive source, and serves as a turning adjustment mechanism that can adjust the parallelism among the multi-grating 12, the first grating 14, and the second grating 15. It functions. As in the case of the multi-grid unit 120, a θy rotation motor and a θz rotation motor may be provided as the turning adjustment mechanism.
第２格子ユニット本体１５２には、支持部に支持された第２格子１５が設けられている他、第２格子１５を移動させるための第２格子駆動部１５５として、ｘ方向移動用モータ、第２格子１５をｘ方向に回転させるためのθｘ回転用モータ（いずれも図示せず）が設けられている。
なお、前記のように、Ｘ線照射時における通電電流値（励磁電流値）を調整する点等については、第２格子１５の第２格子駆動部１５５のｘ方向移動用モータについても、マルチ格子ユニット１２０のｘ方向移動用モータ１２５ａ、第１格子ユニット１４０のｘ方向移動用モータ１４５ａ同様である。
The second grid unit main body 152 is provided with the second grid 15 supported by the support section, and the second grid drive section 155 for moving the second grid 15 includes an x-direction moving motor, A θx rotation motor (none of which is shown) for rotating the two grids 15 in the x direction is provided.
As described above, with respect to the point of adjusting the energization current value (excitation current value) at the time of X-ray irradiation, the x-direction moving motor of the second grid driving unit 155 of the second grid 15 is also multi-grid. This is the same as the x-direction moving motor 125a of the unit 120 and the x-direction moving motor 145a of the first lattice unit 140.
上記マルチ格子１２、第１格子１４、第２格子１５は、例えば下記のように構成することができる。
Ｘ線源１１のＸ線管の焦点径；３００（μｍ）、管電圧：４０（ｋＶｐ）、付加フィルタ：アルミ１．６（ｍｍ）
Ｘ線源１１の焦点からマルチ格子１２までの距離ｄ１：４０（ｍｍ）
マルチ格子１２から第１格子１４までの距離ｄ３：１１１０（ｍｍ）
マルチ格子１２から第２格子１５までの距離ｄ３＋ｄ４：１３７０（ｍｍ）
マルチ格子１２のサイズ：１０（ｍｍ四方）、スリット周期：２２．８（μｍ）
第１格子１４のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：４．３（μｍ）
第２格子１５のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：５．３（μｍ）
The multi-grating 12, the first grating 14, and the second grating 15 can be configured as follows, for example.
Focal diameter of X-ray tube of X-ray source 11: 300 (μm), tube voltage: 40 (kVp), additional filter: aluminum 1.6 (mm)
Distance d1: 40 (mm) from the focal point of the X-ray source 11 to the multi-grating 12
Distance d3: 1110 (mm) from the multi-grating 12 to the first grating 14
Distance d3 + d4: 1370 (mm) from the multi-grating 12 to the second grating 15
Multi-grating 12 size: 10 (mm square), slit period: 22.8 (μm)
Size of the first grating 14: 50 (mm square), slit period: 4.3 (μm)
Size of the second grating 15: 50 (mm square), slit period: 5.3 (μm)
Ｘ線検出器１６は、照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取る。
Ｘ線検出器１６の画素サイズは１０〜３００（μｍ）であり、さらに好ましくは５０〜２００（μｍ）である。
The X-ray detector 16 has two-dimensionally arranged conversion elements that generate electric signals in accordance with the irradiated X-rays, and reads the electric signals generated by the conversion elements as image signals.
The pixel size of the X-ray detector 16 is 10 to 300 (μm), more preferably 50 to 200 (μm).
Ｘ線検出器１６は第２格子１５に当接するように基台部１９に位置を固定することが好ましい。第２格子１５とＸ線検出器１６間の距離が大きくなるほど、Ｘ線検出器１６により得られるモアレ画像がボケるからである。
Ｘ線検出器１６としては、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）を用いることができる。ＦＰＤには、Ｘ線をシンチレータを介して光電変換素子により電気信号に変換する間接変換型、Ｘ線を直接的に電気信号に変換する直接変換型があるが、何れを用いてもよい。
The position of the X-ray detector 16 is preferably fixed to the base portion 19 so as to abut on the second grating 15. This is because the moire image obtained by the X-ray detector 16 becomes blurred as the distance between the second grating 15 and the X-ray detector 16 increases.
As the X-ray detector 16, an FPD (Flat Panel Detector) can be used. The FPD includes an indirect conversion type in which X-rays are converted into electric signals by a photoelectric conversion element via a scintillator, and a direct conversion type in which X-rays are directly converted into electric signals, either of which may be used.
間接変換型は、ＣｓＩやＧｄ２Ｏ３あるいはＧｄ２Ｏ２Ｓ等のシンチレータプレートの下に、光電変換素子がＴＦＴ（薄膜トランジスタ）とともに２次元状に配置されて各画素を構成する。Ｘ線検出器１６に入射したＸ線がシンチレータプレートに吸収されると、シンチレータプレートが発光する。この発光した光により、各光電変換素子に電荷が蓄積され、蓄積された電荷は画像信号として読み出される。 In the indirect conversion type, each pixel is configured by two-dimensionally arranging photoelectric conversion elements together with TFTs (thin film transistors) under a scintillator plate such as CsI, Gd2O3, or Gd2O2S. When the X-rays incident on the X-ray detector 16 are absorbed by the scintillator plate, the scintillator plate emits light. Charges are accumulated in each photoelectric conversion element by the emitted light, and the accumulated charges are read as an image signal.
直接変換型は、アモルファスセレンの熱蒸着により、１００〜１０００（μｍ）の膜厚のアモルファスセレン膜がガラス上に形成され、２次元状に配置されたＴＦＴのアレイ上にアモルファスセレン膜と電極が蒸着される。アモルファスセレン膜がＸ線を吸収するとき、電子正孔対の形で物質内にキャリアが遊離され、電極間の電圧信号がＴＦＴにより読み取られる。
なお、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）、Ｘ線カメラ等の撮影手段をＸ線検出器１６として用いてもよい。
In the direct conversion type, an amorphous selenium film having a thickness of 100 to 1000 (μm) is formed on a glass by thermal vapor deposition of amorphous selenium, and the amorphous selenium film and electrodes are arranged on a two-dimensionally arranged TFT array. Vapor deposited. When the amorphous selenium film absorbs X-rays, carriers are released into the substance in the form of electron-hole pairs, and the voltage signal between the electrodes is read by the TFT.
Note that an imaging unit such as a CCD (Charge Coupled Device) or an X-ray camera may be used as the X-ray detector 16.
Ｘ線撮影時のＦＰＤによる一連の処理を説明する。
まずＦＰＤはリセットを行い、前回の撮影（読取）以降に残存する不要な電荷を取り除く。その後、Ｘ線の照射が開始するタイミングで電荷の蓄積が行われ、Ｘ線の照射が終了するタイミングで蓄積された電荷が画像信号として読み取られる。なお、リセットの直後や画像信号の読み取り後に、蓄積されている電荷の電圧値を検出するダーク読み取りを行い、当該電圧値を補正値としてＸ線照射後に蓄積された電荷の電圧値から補正値を差し引いた電圧値を画像信号として出力してもよい。これにより、画像信号に対しいわゆるオフセット補正を行うことができる。
A series of processing by the FPD at the time of X-ray imaging will be described.
First, the FPD is reset to remove unnecessary charges remaining after the previous photographing (reading). Thereafter, charges are accumulated at the timing when the X-ray irradiation starts, and the charges accumulated at the timing when the X-ray irradiation ends are read as an image signal. In addition, immediately after resetting or after reading an image signal, dark reading is performed to detect the voltage value of the accumulated charge, and the correction value is calculated from the voltage value of the charge accumulated after X-ray irradiation using the voltage value as a correction value. The subtracted voltage value may be output as an image signal. Thereby, so-called offset correction can be performed on the image signal.
本体部１８は、図１５に示すように、制御部１８１、操作部１８２、表示部１８３、通信部１８４、記憶部１８５、マルチ格子駆動部１２５、第１格子駆動部１４５、第２格子駆動部１５５を備えて構成されている。
制御部１８１は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）やＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）等から構成され、記憶部１８５に記憶されているプログラムとの協働により、各種処理を実行する。例えば、制御部１８１はコントローラ５から入力される撮影条件の設定情報に従って、Ｘ線源１１からのＸ線照射のタイミングやＸ線検出器１６による画像信号の読取タイミング等を制御する。
As shown in FIG. 15, the main body 18 includes a control unit 181, an operation unit 182, a display unit 183, a communication unit 184, a storage unit 185, a multi-grid drive unit 125, a first grid drive unit 145, and a second grid drive unit. 155.
The control unit 181 includes a CPU (Central Processing Unit), a RAM (Random Access Memory), and the like, and executes various processes in cooperation with a program stored in the storage unit 185. For example, the control unit 181 controls the timing of X-ray irradiation from the X-ray source 11, the reading timing of the image signal by the X-ray detector 16, and the like according to the imaging condition setting information input from the controller 5.
操作部１８２は曝射スイッチや撮影条件等の入力操作に用いるキー群の他、表示部１８３のディスプレイと一体に構成されたタッチパネルを備え、これらの操作に応じた操作信号を生成して制御部１８１に出力する。
表示部１８３は制御部１８１の表示制御に従って、ディスプレイに操作画面やＸ線撮影装置１の動作状況等を表示する。
The operation unit 182 includes a touch panel configured integrally with the display of the display unit 183 in addition to a key group used for input operations such as an exposure switch and an imaging condition, and generates an operation signal corresponding to these operations to generate a control unit. It outputs to 181.
The display unit 183 displays the operation screen, the operation status of the X-ray imaging apparatus 1 and the like on the display according to the display control of the control unit 181.
通信部１８４は通信インターフェイスを備え、ネットワーク上のコントローラ５と通信する。例えば、通信部１８４はＸ線検出器１６によって読み取られ、記憶部１８５に記憶されたモアレ画像をコントローラ５に送信する。
記憶部１８５は、制御部１８１により実行されるプログラム、プログラムの実行に必要なデータを記憶している。また、記憶部１８５はＸ線検出器１６によって得られたモアレ画像を記憶する。
The communication unit 184 includes a communication interface and communicates with the controller 5 on the network. For example, the communication unit 184 transmits the moire image read by the X-ray detector 16 and stored in the storage unit 185 to the controller 5.
The storage unit 185 stores a program executed by the control unit 181 and data necessary for executing the program. The storage unit 185 stores the moire image obtained by the X-ray detector 16.
マルチ格子駆動部１２５、第１格子駆動部１４５、第２格子駆動部１５５は、マルチ格子ユニット１２０、第１格子ユニット１４０、第２格子ユニット１５０の各駆動源（モータ）を動作させるものである。 The multi-grid drive unit 125, the first grid drive unit 145, and the second grid drive unit 155 operate the drive sources (motors) of the multi-grid unit 120, the first grid unit 140, and the second grid unit 150. .
被写体台１３は、撮影時に被写体となる患者の手指等を載置するものである。
図３から図６に示すように、本実施形態では、被写体台１３は、キャスタ１３１を備える脚部１３２を有し、支柱１７や基台部１９から独立している。脚部１３２は、支柱１７と基台部１９との間に配置されるようになっており、基台部１９側の脚部１３２には、キャスタ１３１をロックするロック機構１３３が設けられている。
なお、被写体台１３の構成はここに例示したものに限定されない。例えば全ての脚部１３２にロック機構１３３を設けてもよいし、ロック機構１３３を設けず、支柱１７又は基台部１９の一端に被写体台１３が固定されるようにしてもよい。なお、被写体台１３は、支柱１７又は基台部１９に接触した際に衝撃を吸収することのできる衝撃吸収部材（図示せず）を備えていることが好ましい。
The subject table 13 is used to place a patient's fingers and the like that are subjects at the time of photographing.
As shown in FIGS. 3 to 6, in the present embodiment, the subject table 13 has a leg portion 132 including a caster 131 and is independent of the support column 17 and the base portion 19. The leg portion 132 is arranged between the support column 17 and the base portion 19, and the leg portion 132 on the base portion 19 side is provided with a lock mechanism 133 that locks the caster 131. .
The configuration of the subject table 13 is not limited to the example illustrated here. For example, the lock mechanism 133 may be provided on all the leg portions 132, or the subject table 13 may be fixed to one end of the column 17 or the base portion 19 without providing the lock mechanism 133. The subject table 13 preferably includes an impact absorbing member (not shown) that can absorb an impact when it comes into contact with the support column 17 or the base unit 19.
コントローラ５は、オペレータによる操作に従ってＸ線撮影装置１の撮影動作を制御し、Ｘ線撮影装置１により得られたモアレ画像を用いて被写体の再構成画像を作成する。本実施形態では被写体の再構成画像を作成する画像処理装置としてコントローラ５を用いた例を説明するが、Ｘ線画像に様々な画像処理を施す専用の画像処理装置をＸ線撮影装置１と接続し、当該画像処理装置により再構成画像の作成を行うこととしてもよい。 The controller 5 controls the imaging operation of the X-ray imaging apparatus 1 according to the operation by the operator, and creates a reconstructed image of the subject using the moire image obtained by the X-ray imaging apparatus 1. In the present embodiment, an example in which the controller 5 is used as an image processing apparatus that creates a reconstructed image of a subject will be described. However, a dedicated image processing apparatus that performs various image processing on an X-ray image is connected to the X-ray imaging apparatus 1. The reconstructed image may be created by the image processing apparatus.
上記Ｘ線撮影装置１のタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影方法を説明する。
図１６に示すように、Ｘ線源１１から照射されたＸ線が第１格子１４を透過すると、透過したＸ線がｚ方向に一定の間隔で像を結ぶ。この像を自己像といい、自己像が形成される現象をタルボ効果という。自己像を結ぶ位置に第２格子１５が平行に配置され、当該第２格子１５はその格子方向が第１格子１４の格子方向と平行な位置からわずかに傾けられているので、第２格子１５を透過したＸ線によりモアレ画像Ｍが得られる。Ｘ線源１１と第１格子１４間に被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線の位相がずれるため、図１６に示すようにモアレ画像Ｍ上の干渉縞は被写体Ｈの辺縁を境界に乱れる（歪む）。この干渉縞の乱れ（歪み）を、モアレ画像Ｍを処理することによって検出し、被写体像を画像化することができる。これがタルボ干渉計の原理である。
An X-ray imaging method using the Talbot-Lau interferometer of the X-ray imaging apparatus 1 will be described.
As shown in FIG. 16, when X-rays emitted from the X-ray source 11 pass through the first grating 14, the transmitted X-rays form an image at a constant interval in the z direction. This image is called a self-image, and the phenomenon in which a self-image is formed is called the Talbot effect. The second grating 15 is arranged in parallel at a position connecting the self-images, and the second grating 15 is slightly tilted from a position parallel to the grating direction of the first grating 14, and therefore the second grating 15. A moire image M is obtained by the X-rays transmitted through. When the subject H exists between the X-ray source 11 and the first grating 14, the phase of the X-ray is shifted by the subject H, so that the interference fringes on the moiré image M are bordered on the edge of the subject H as shown in FIG. Disturbed (distorted). This disturbance (distortion) of the interference fringes can be detected by processing the moire image M, and the subject image can be imaged. This is the principle of the Talbot interferometer.
Ｘ線撮影装置１では、Ｘ線源１１と第１格子１４との間のＸ線源１１に近い位置に、マルチ格子１２が配置され、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影が行われる。タルボ干渉計はＸ線源１１が理想的な点線源であることを前提としているが、実際の撮影にはある程度焦点径が大きい焦点が用いられるため、マルチ格子１２によってあたかも点線源が複数連なってＸ線が照射されているかのように多光源化する。これがタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影法であり、焦点径がある程度大きい場合にも、タルボ干渉計と同様のタルボ効果を得ることができる。 In the X-ray imaging apparatus 1, a multi-grating 12 is disposed near the X-ray source 11 between the X-ray source 11 and the first grating 14, and X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer is performed. The Talbot interferometer is based on the premise that the X-ray source 11 is an ideal point source. However, since a focus having a large focal diameter is used for actual imaging, it is as if a plurality of point sources are connected by the multi-grating 12. Multiple light sources are used as if they were irradiated with X-rays. This is an X-ray imaging method using a Talbot-Lau interferometer, and a Talbot effect similar to that of a Talbot interferometer can be obtained even when the focal diameter is somewhat large.
従来のタルボ・ロー干渉計では、マルチ格子１２は上述のように多光源化と照射線量の増大を目的に用いられ、縞走査法によりモアレ画像を得るため、第１格子１４又は第２格子１５を相対移動させていた。しかし、本実施形態では、第１格子１４又は第２格子１５を相対移動させるのではなく、第１格子１４及び第２格子１５の位置は固定したまま、第１格子１４及び第２格子１５に対してマルチ格子を移動させることで一定周期間隔のモアレ画像を複数得る。 In the conventional Talbot-Lau interferometer, the multi-grating 12 is used for the purpose of increasing the number of light sources and increasing the irradiation dose as described above. In order to obtain a moire image by the fringe scanning method, the first grating 14 or the second grating 15 is used. Were moved relative to each other. However, in the present embodiment, the first grating 14 or the second grating 15 is not moved relatively, but the positions of the first grating 14 and the second grating 15 are fixed and the first grating 14 and the second grating 15 are fixed. On the other hand, a plurality of moire images having a constant periodic interval are obtained by moving the multi-grating.
図１７は、Ｘ線撮影装置１によるＸ線撮影の流れを示すフローチャートである。
Ｘ線撮影には上述のタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影方法が用いられ、被写体像の再構成には縞走査法が用いられる。Ｘ線撮影装置１ではマルチ格子１２が等間隔毎に複数ステップ移動され、ステップ毎に撮影が行われて、各ステップのモアレ画像が得られる。
FIG. 17 is a flowchart showing the flow of X-ray imaging performed by the X-ray imaging apparatus 1.
The above-mentioned X-ray imaging method using the Talbot-Lau interferometer is used for X-ray imaging, and the fringe scanning method is used for reconstruction of the subject image. In the X-ray imaging apparatus 1, the multi-grating 12 is moved by a plurality of steps at equal intervals, and imaging is performed for each step, and a moire image at each step is obtained.
ステップ数は２〜２０、さらに好ましくは３〜１０である。視認性の高い再構成画像を短時間で得るという観点からすれば、５ステップが好ましい（参照文献（１）Ｋ．Ｈｉｂｉｎｏ， Ｂ．Ｆ．Ｏｒｅｂ ａｎｄ Ｄ．Ｉ．Ｆａｒｒａｎｔ， Ｐｈａｓｅ ｓｈｉｆｔｉｎｇ ｆｏｒ ｎｏｎｓｉｎｕｓｏｉｄａｌ ｗａｖｅ ｆｏｒｍｓ ｗｉｔｈ ｐｈａｓｅ−ｓｈｉｆｔ ｅｒｒｏｒｓ， Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ， Ｖｏｌ．１２， ７６１−７６８（１９９５）、参照文献（２）Ａ．Ｍｏｍｏｓｅ， Ｗ．Ｙａｓｈｉｒｏ， Ｙ． Ｔａｋｅｄａ， Ｙ．Ｓｕｚｕｋｉ ａｎｄ Ｔ．Ｈａｔｔｏｒｉ， Ｐｈａｓｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｂｙ Ｘ−ｒａｙ Ｔａｌｂｏｔ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｔｒｙ ｆｏｒ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ， Ｊｐｎ． Ｊ． Ａｐｐｌ． Ｐｈｙｓ．， Ｖｏｌ．４５， ５２５４−５２６２（２００６））。 The number of steps is 2 to 20, more preferably 3 to 10. From the viewpoint of obtaining a reconstructed image with high visibility in a short time, 5 steps are preferable (Reference Document (1) K. Hibino, BF Oreb and DI Farrant, Phase shifting for nonsinusoidal waves). with phase-shift errors, J. Opt.Soc.Am, A, Vol.12, 761-768 (1995), reference (2) A. Momose, W. Yashiro, Y. Takeda, Y. Suzuki and T. Hattori, Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometry for bioimaging, Jpn., J. Appl. ., Vol.45, 5254-5262 (2006)).
図１７に示すように、オペレータにより曝射スイッチがＯＮ操作されると（ステップＳ１；Ｙ）、ｘ方向移動用モータ１２５ａによりマルチ格子１２が移動され、複数ステップの撮影が実行され、モアレ画像が生成される（ステップＳ２）。
まず、マルチ格子１２が停止した状態でＸ線源１１によるＸ線の照射が開始される。Ｘ線検出器１６ではリセット後、Ｘ線照射のタイミングに合わせて電荷が蓄積され、Ｘ線の照射停止のタイミングに合わせて蓄積された電荷が画像信号として読み取られる。これが１ステップ分の撮影である。１ステップ分の撮影が終了するタイミングでマルチ格子１２の移動が開始され、所定量移動すると停止され、次のステップの撮影が行われる。このようにして、マルチ格子１２の移動と停止が所定のステップ数分だけ繰り返され、マルチ格子１２が停止したときにＸ線の照射と画像信号の読み取りが行われる。読み取られた画像信号はモアレ画像として本体部１８に出力される。
As shown in FIG. 17, when the exposure switch is turned ON by the operator (step S1; Y), the multi-grid 12 is moved by the x-direction moving motor 125a, and a plurality of steps of imaging are executed, and the moire image is displayed. Is generated (step S2).
First, X-ray irradiation by the X-ray source 11 is started with the multi-grating 12 stopped. After the reset, the X-ray detector 16 accumulates charges in accordance with the timing of X-ray irradiation, and reads the accumulated charges as image signals in accordance with the timing of X-ray irradiation stop. This is one step of shooting. The movement of the multi-grating 12 is started at the timing when the photographing for one step is completed, and is stopped when the predetermined amount is moved, and the photographing of the next step is performed. In this way, the movement and stop of the multi-grating 12 are repeated for a predetermined number of steps, and when the multi-grating 12 stops, X-ray irradiation and image signal reading are performed. The read image signal is output to the main body 18 as a moire image.
例えば、マルチ格子１２のスリット周期を２２．８（μｍ）とし、５ステップの撮影を１０秒で行うとする。マルチ格子１２がそのスリット周期の１／５に該当する４．５６（μｍ）移動し停止する毎に撮影が行われる。撮影時間でいえば***スイッチＯＮ後、２、４、６、８、１０秒後にそれぞれ撮影が行われる。 For example, it is assumed that the slit period of the multi-grating 12 is 22.8 (μm) and five-step imaging is performed in 10 seconds. Photographing is performed every time the multi-grating 12 moves and stops 4.56 (μm) corresponding to 1/5 of the slit period. In terms of shooting time, shooting is performed 2, 4, 6, 8, 10 seconds after the explosion switch is turned on.
従来のように第２格子１５（又は第１格子１４）を第１格子１４（又は第２格子１５）に対して移動させる場合、第２格子１５のスリット周期は比較的小さく、各ステップの移動量も小さくなるが、マルチ格子１２のスリット周期は第２格子１５よりも比較的大きく、各ステップの移動量も大きい。例えば、スリット周期５．３（μｍ）の第２格子１５のステップ毎の移動量は１．０６（μｍ）であるのに対し、スリット周期２２．８（μｍ）のマルチ格子１２の移動量は４．５６（μｍ）と約４倍の大きさである。同一の駆動伝達系（駆動源、減速伝達系を含む）を使用し、各ステップの撮影に際し、ｘ方向移動用モータ１２５ａの起動と停止を繰り返して撮影を行った場合、移動用のパルスモータ（駆動源）の制御量（駆動パルス数）に対応した実際の移動量に占める、起動時及び停止時のｘ方向移動用モータ１２５ａのバックラッシュ等の影響による移動量誤差の割合は、本実施形態のようにマルチ格子１２を移動させる方式の方が小さくなる。これは、後述するサインカーブに沿ったモアレ画像を得やすく、起動及び停止を繰り返しても高精細な再構成画像が得られることを示している。或いは、従来方式による画像でも充分診断に適合する場合には、モータ（駆動源）を含む駆動伝達系全体の精度（特に、起動特性及び停止特性）を緩和し、駆動伝達系を構成する部品のコストダウンが可能であることを示している。 When the second grating 15 (or the first grating 14) is moved relative to the first grating 14 (or the second grating 15) as in the prior art, the slit period of the second grating 15 is relatively small, and each step moves. Although the amount is small, the slit period of the multi-grating 12 is relatively larger than that of the second grating 15, and the movement amount of each step is also large. For example, the amount of movement of the second grating 15 with a slit period of 5.3 (μm) per step is 1.06 (μm), whereas the amount of movement of the multi-grating 12 with a slit period of 22.8 (μm) is It is 4.56 (μm), about four times as large. When the same drive transmission system (including a drive source and a deceleration transmission system) is used, and when photographing at each step, starting and stopping the x-direction movement motor 125a are repeated, a moving pulse motor ( The ratio of the movement amount error due to the influence of the backlash of the x-direction moving motor 125a at the time of start and stop in the actual movement amount corresponding to the control amount (drive pulse number) of the drive source) Thus, the method of moving the multi-grating 12 becomes smaller. This indicates that it is easy to obtain a moire image along a sine curve, which will be described later, and that a high-definition reconstructed image can be obtained even after repeated activation and stoppage. Alternatively, if the image based on the conventional method is sufficiently suitable for diagnosis, the accuracy of the entire drive transmission system including the motor (drive source) (especially, start characteristics and stop characteristics) is relaxed, and the components of the drive transmission system are reduced. This shows that the cost can be reduced.
各ステップの撮影が終了すると、本体部１８からコントローラ５に、各ステップのモアレ画像が送信される（ステップＳ３）。本体部１８からコントローラ５に対しては各ステップの撮影が終了する毎に１枚ずつ送信することとしてもよいし、各ステップの撮影が終了し、全てのモアレ画像が得られた後、まとめて送信することとしてもよい。 When the photographing at each step is completed, the moire image at each step is transmitted from the main body 18 to the controller 5 (step S3). The main body 18 may send the image to the controller 5 one by one each time the shooting of each step is completed, or after the shooting of each step is completed and all the moire images are obtained, the images are collected. It is good also as transmitting.
図１８は、モアレ画像を受信した後のコントローラ５の処理の流れを示すフローチャートである。
図１８に示すように、まずモアレ画像の解析が行われ（ステップＳ１１）、再構成画像の作成に使用できるか否かが判断される（ステップＳ１２）。理想的な送り精度によりマルチ格子１２を一定の送り量で移動できた場合、図１９に示すように、５ステップの撮影でマルチ格子１２のスリット周期１周期分のモアレ画像５枚が得られる。各ステップのモアレ画像は０．２周期という一定周期間隔毎に縞走査をした結果であるので、各モアレ画像の任意の１画素に注目すると、その信号値を正規化して得られるＸ線相対強度は、図２０に示すようにサインカーブを描く。よって、コントローラ５は得られた各ステップのモアレ画像のある画素に注目してＸ線相対強度を求める。各モアレ画像から求められたＸ線相対強度が、図２０に示すようなサインカーブを形成すれば、一定周期間隔のモアレ画像が得られているので、再構成画像の作成に使用できると判断することができる。
なお、上記サインカーブ形状は、マルチ格子開口幅、位相格子の周期、及び位相格子の格子間距離に依存し、また、放射光のようなコヒーレント光の場合には三角波形状となるが、マルチ格子効果によりＸ線が準コヒーレント光として作用する為、サインカーブを描くものとなる。
FIG. 18 is a flowchart showing the flow of processing of the controller 5 after receiving the moire image.
As shown in FIG. 18, first, an analysis of a moire image is performed (step S11), and it is determined whether or not it can be used to create a reconstructed image (step S12). When the multi-grating 12 can be moved with a constant feeding amount with ideal feeding accuracy, five moire images corresponding to one slit period of the multi-grating 12 are obtained by photographing in five steps as shown in FIG. Since the moire image of each step is a result of stripe scanning at fixed intervals of 0.2 cycles, when attention is paid to any one pixel of each moire image, the X-ray relative intensity obtained by normalizing the signal value Draws a sine curve as shown in FIG. Therefore, the controller 5 obtains the X-ray relative intensity by paying attention to the pixel having the moire image obtained in each step. If the X-ray relative intensity obtained from each moiré image forms a sine curve as shown in FIG. 20, it is determined that a moiré image having a constant periodic interval is obtained and can be used for creating a reconstructed image. be able to.
Note that the sine curve shape depends on the multi-grating aperture width, the phase grating period, and the inter-grating distance of the phase grating, and in the case of coherent light such as radiated light, it becomes a triangular wave shape. Since X-rays act as quasi-coherent light due to the effect, a sine curve is drawn.
各ステップのモアレ画像の中にサインカーブを形成できないモアレ画像がある場合、再構成画像の作成に使用できないと判断され（ステップＳ１２；Ｎ）、撮影のタイミングを変更して再撮影するよう指示する制御情報がコントローラ５からＸ線撮影装置１に送信される（ステップＳ１３）。例えば、図２０に示すように、３ステップ目は本来０．４周期のところ、周期がずれて０．３５周期のモアレ画像が得られた場合であれば、ｘ方向移動用モータ１２５ａの送り精度の低下が原因（例えば、パルスモータの駆動パルスへのノイズ重畳等）と考えられる。よって、０．０５周期分だけ撮影のタイミングを早めて３ステップ目のみ再撮影を行うよう指示すればよい。或いは、５ステップ全てについて再撮影し、３ステップ目のみ０．０５周期分の撮影時間を早めるように指示してもよい。５ステップ全てのモアレ画像が所定量ずつサインカーブからずれている場合、ｘ方向移動用モータ１２５ａの起動から停止までの駆動パルス数を増やすか、或いは減らすように指示してもよい。
Ｘ線撮影装置１では、当該制御情報に従って撮影のタイミングが調整され、図１７に示すＸ線撮影の処理が再度実行される。
If there is a moiré image in which a sine curve cannot be formed in the moiré image at each step, it is determined that it cannot be used to create a reconstructed image (step S12; N), and an instruction is given to change the shooting timing and reshoot. Control information is transmitted from the controller 5 to the X-ray imaging apparatus 1 (step S13). For example, as shown in FIG. 20, the feed accuracy of the x-direction moving motor 125a is obtained when the moire image of 0.35 period is obtained with the period shifted by 0.4 period at the third step. This is considered to be caused by a decrease in noise (for example, noise superposition on the drive pulse of the pulse motor). Therefore, it suffices to instruct to re-shoot only the third step by advancing the shooting timing by 0.05 cycles. Alternatively, it may be instructed to re-photograph all five steps and to advance the photographing time for 0.05 cycles only at the third step. When the moire images of all five steps are deviated from the sine curve by a predetermined amount, it may be instructed to increase or decrease the number of drive pulses from the start to the stop of the x-direction moving motor 125a.
In the X-ray imaging apparatus 1, the imaging timing is adjusted according to the control information, and the X-ray imaging process shown in FIG. 17 is executed again.
一方、再構成画像の作成にモアレ画像を使用できると判断された場合（ステップＳ１２；Ｙ）、コントローラ５によってモアレ画像が処理され、被写体の再構成画像が作成される（ステップＳ１４）。具体的には、５枚のモアレ画像の各画素についてステップ毎の強度変化（信号値の変化）が算出され、当該強度変化より微分位相が算出される。必要であれば、位相接続（位相アンラップ）が行われ、ステップ全体の位相が求められる。当該位相からｚ方向における光路差（屈折率差に起因する光路差）が算出され、被写体の形状を表す再構成画像が作成される（上記参照文献（１）、（２））。作成された再構成画像はコントローラ５に表示されるので、オペレータは当該再構成画像を確認することができる。 On the other hand, when it is determined that a moiré image can be used to create a reconstructed image (step S12; Y), the moiré image is processed by the controller 5, and a reconstructed image of the subject is created (step S14). Specifically, an intensity change (change in signal value) for each step is calculated for each pixel of five moiré images, and a differential phase is calculated from the intensity change. If necessary, a phase connection (phase unwrapping) is performed to determine the phase of the entire step. An optical path difference in the z direction (optical path difference caused by a refractive index difference) is calculated from the phase, and a reconstructed image representing the shape of the subject is created (the above-mentioned references (1) and (2)). Since the created reconstructed image is displayed on the controller 5, the operator can confirm the reconstructed image.
〈撮影実験〉
撮影実験により、第１格子１４又は第２格子１５ではなく、マルチ格子１２を移動させた場合にも同様なモアレ画像及び再構成画像が得られることを検証した。
<Photographing experiment>
It was verified by a shooting experiment that the same moire image and reconstructed image can be obtained when the multi-grating 12 is moved instead of the first grating 14 or the second grating 15.
図２１に、撮影実験に用いた横型のＸ線撮影装置を示す。
Ｘ線源２１、マルチ格子１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５及びＸ線検出器１６を、横方向（ｙ方向）に配置した横型のＸ線撮影装置３の試作機を作製し、当該試作機を撮影実験に用いた。Ｘ線源２１には、市販品のＸ線管のモリブデンをタングステンに改造したＸ線管を使用した。
この試作機においてマルチ格子１２をｘ方向に移動させて撮影を行い、モアレ画像を得て被写体の再構成画像を作成した。次に、同じ試作機において第２格子１５をｘ方向移動させて撮影を行い、同様に再構成画像を作成した。
FIG. 21 shows a horizontal X-ray imaging apparatus used in an imaging experiment.
A prototype of a horizontal X-ray imaging apparatus 3 in which an X-ray source 21, a multi-grating 12, an object table 13, a first grating 14, a second grating 15, and an X-ray detector 16 are arranged in the horizontal direction (y direction). The prototype was used for a shooting experiment. As the X-ray source 21, an X-ray tube obtained by modifying molybdenum of a commercially available X-ray tube into tungsten was used.
In this prototype, the multi-grating 12 was moved in the x direction, and a moiré image was obtained to create a reconstructed image of the subject. Next, in the same prototype, the second lattice 15 was moved in the x direction to perform imaging, and similarly a reconstructed image was created.
撮影条件は以下の通りである。マルチ格子１２、第２格子１５の何れを移動させた場合も同じ撮影条件を用いた。
Ｘ線管の焦点径；３００（μｍ）、管電圧；４０ｋＶ、付加フィルタ；アルミ１．６（ｍｍ）、中心エネルギー２８（ｋｅＶ）
Ｘ線検出器；Ｃｏｎｄｏｒ４８６（Ｆａｉｒｃｈｉｌｄ Ｉｍａｇｉｎｇ社製）、画素サイズ；１５（μｍ）
Ｘ線源１１の焦点からマルチ格子までの距離ｄ１： ４０（ｍｍ）
マルチ格子から第１格子までの距離ｄ３ ：１１１０（ｍｍ）
マルチ格子から第２格子までの距離ｄ３＋ｄ４ ：１３７０（ｍｍ）
マルチ格子のサイズ：５（ｍｍ四方）、スリット周期：２２．８（μｍ）
第１格子のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：４．３（μｍ）
第２格子のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：５．３（μｍ）
The shooting conditions are as follows. The same imaging conditions were used when either the multi-grating 12 or the second grating 15 was moved.
Focal diameter of X-ray tube: 300 (μm), tube voltage: 40 kV, additional filter: aluminum 1.6 (mm), center energy 28 (keV)
X-ray detector; Condor486 (manufactured by Fairchild Imaging), pixel size: 15 (μm)
Distance d1: 40 (mm) from the focal point of the X-ray source 11 to the multi-grating
Distance from multi-grating to first grating d3: 1110 (mm)
Distance from multi-grating to second grating d3 + d4: 1370 (mm)
Multi-grating size: 5 (mm square), slit period: 22.8 (μm)
First grating size: 50 (mm square), slit period: 4.3 (μm)
Second grating size: 50 (mm square), slit period: 5.3 (μm)
図２２（ａ）〜図２２（ｃ）は、マルチ格子を移動させて得られた画像を示している。図２２（ａ）は被写体（サンプル）を配置して撮影された１〜５ステップのモアレ画像、図２２（ｂ）は被写体を配置せずに撮影された１〜５ステップのモアレ画像である。図２２（ｃ）は、図２２（ａ）の各ステップのモアレ画像から作成された再構成画像を示す。
一方、図２３（ａ）〜図２３（ｃ）は第２格子を移動させて得られた画像を示している。
図２３（ａ）は被写体を配置して撮影された１〜５ステップのモアレ画像、図２３（ｂ）は被写体を配置せずに撮影された１〜５ステップのモアレ画像、図２３（ｃ）は図２３（ａ）の各ステップのモアレ画像から作成された再構成画像である。
22 (a) to 22 (c) show images obtained by moving the multi-grid. FIG. 22A shows a 1-5 step moire image taken with a subject (sample) placed, and FIG. 22B shows a 1-5 step moire image taken without a subject placed. FIG. 22C shows a reconstructed image created from the moire image at each step in FIG.
On the other hand, FIGS. 23A to 23C show images obtained by moving the second lattice.
FIG. 23A shows a 1-5 step moire image taken with a subject placed, FIG. 23B shows a 1-5 step moire image taken without a subject placed, FIG. 23C. Is a reconstructed image created from the moire image of each step of FIG.
図２２（ａ）と図２３（ａ）、図２２（ｂ）と図２３（ｂ）、図２２（ｃ）と図２３（ｃ）をそれぞれ比較して分かるように、マルチ格子を移動させた場合も、第２格子を移動させた場合と比べて個々の画像自体の画質が劣化することもなく、更に、各画像の位相（周期）関係が維持され易いので、同等以上の再構成画像を得ることができる。 As shown in FIG. 22 (a) and FIG. 23 (a), FIG. 22 (b) and FIG. 23 (b), and FIG. 22 (c) and FIG. In this case, the image quality of each image itself is not deteriorated as compared with the case where the second lattice is moved, and the phase (period) relationship of each image is easily maintained. Obtainable.
撮影実験は横型のＸ線撮影装置３で行ったが、第１格子又は第２格子ではなくマルチ格子を移動させても同じ画像が得られること自体は、Ｘ線撮影装置が縦型でも横型でも変わらない。従来は複数枚のモアレ画像を得るためにマルチ格子を移動させる概念が無く、第１格子又は第２格子を移動させる構成に拘束されていた。本発明者等はマルチ格子を移動させる構成でも同様のモアレ画像及び再構成画像が得られることを見出し、患者が接近する被写体台近傍周辺部から精密移動部を取り除くことで撮影への悪影響を排除し、これを縦型に配置したＸ線撮影装置に適用することでタルボ・ロー干渉計を実用化することが可能となった。 The imaging experiment was performed with the horizontal X-ray imaging apparatus 3. However, the same image can be obtained even if the multi-grating is moved instead of the first grating or the second grating, regardless of whether the X-ray imaging apparatus is a vertical type or a horizontal type. does not change. Conventionally, there is no concept of moving the multi-grating in order to obtain a plurality of moire images, and it has been constrained to the configuration in which the first or second grating is moved. The present inventors have found that the same moiré image and reconstructed image can be obtained even when the multi-grid is moved, and the adverse effect on the imaging is eliminated by removing the precision moving part from the vicinity of the subject table where the patient approaches. By applying this to a vertical X-ray imaging apparatus, it has become possible to put the Talbot-Lau interferometer into practical use.
以上のように、本実施形態によれば、Ｘ線撮影装置１は、Ｘ線源１１、マルチ格子１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６がこの順に重力方向に配置された縦型であり、マルチ格子１２をｘ方向に移動させる駆動部を備える。マルチ格子１２が一定周期間隔で移動する毎に、Ｘ線源１１により照射されたＸ線に応じてＸ線検出器１６が画像信号の読み取る処理を繰り返し、一定周期間隔のモアレ画像を複数得る。 As described above, according to the present embodiment, the X-ray imaging apparatus 1 includes the X-ray source 11, the multi-grating 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 in this order. It is a vertical type arranged in the direction of gravity, and includes a drive unit that moves the multi-grid 12 in the x direction. Each time the multi-grating 12 moves at a constant cycle interval, the X-ray detector 16 repeats the process of reading an image signal in accordance with the X-rays emitted from the X-ray source 11 to obtain a plurality of moire images at a constant cycle interval.
縦型のＸ線撮影装置１において、第２格子１５（又は第１格子１４）ではなくマルチ格子１２を移動する構成とすることにより、被写体より床側に配置される第２格子１５付近に第２格子１５を移動させるための駆動部を設けるスペースが不要となる。一方、ｘ方向移動用モータ１２５ａが配置されるマルチ格子１２はＸ線源１１近くに配置されるので、患者の足下付近を、駆動系を設けることなく第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６のみの配置とすることができ、患者が接触し難い構成とすることができる。駆動系が無い被写体より下部を堅牢に構成することができるので、仮に患者の接触によりＸ線撮影装置１に振動が伝わるような場合があっても、共振等の発生を防ぎ、振動自体の伝搬を阻止することができる。よって、振動が収束するまで撮影を待機したり、マルチ格子１２、第１格子１４及び第２格子１５の位置関係が変動したりすることを防止することができる。さらに、患者の被写体台への接近方向を制限しないので、撮影の自由度を向上させることができる。従って、高画質な位相コントラスト撮影が可能であり、実際の使用に耐久できる実用的な縦型Ｘ線撮影装置１を提供することができる。 In the vertical X-ray imaging apparatus 1, the multi-grid 12 is moved instead of the second grid 15 (or the first grid 14), so that the second grid 15 arranged on the floor side from the subject is placed near the second grid 15. A space for providing a driving unit for moving the two grids 15 is not required. On the other hand, since the multi-grid 12 on which the x-direction moving motor 125a is disposed is disposed near the X-ray source 11, the first lattice 14, the second lattice 15, X, and the like near the patient's feet without providing a drive system. Only the line detector 16 can be arranged, and the patient can hardly touch. Since the lower part of the object without the drive system can be configured more firmly, even if vibration is transmitted to the X-ray imaging apparatus 1 due to contact with the patient, the occurrence of resonance or the like is prevented and propagation of the vibration itself is prevented. Can be prevented. Therefore, it is possible to prevent the imaging from waiting until the vibration converges and the positional relationship among the multi-grating 12, the first grating 14, and the second grating 15 from fluctuating. Further, since the approaching direction of the patient to the subject table is not limited, the degree of freedom in photographing can be improved. Therefore, it is possible to provide a practical vertical X-ray imaging apparatus 1 that can perform phase contrast imaging with high image quality and can be used for actual use.
また、マルチ格子１２は、基台部１９に第１格子１４及び第２格子１５と一体的に保持され、第１格子１４及び第２格子１５とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されている。これにより、Ｘ線撮影装置１の輸送時や設置時に生じた衝撃や振動によるＸ線の照射方向における関連部品の相対位置関係を維持することができる。相対位置関係を維持することにより、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影によって高画質なモアレ画像を得ることができ、モアレ画像から作成される被写体の再構成画像の再現性を向上させることができる。 In addition, the multi-grating 12 is held integrally with the first grating 14 and the second grating 15 on the base 19, and the positional relationship in the X-ray irradiation direction with the first grating 14 and the second grating 15 is fixed. ing. Thereby, it is possible to maintain the relative positional relationship of the related components in the X-ray irradiation direction due to shock or vibration generated during transportation or installation of the X-ray imaging apparatus 1. By maintaining the relative positional relationship, a high-quality moire image can be obtained by X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer, and the reproducibility of a reconstructed image of a subject created from the moire image can be improved. .
また、Ｘ線検出器１６は、基台部１９に第１格子１４及び第２格子１５と一体的に保持され、第１格子１４及び第２格子１５とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されている。これにより、Ｘ線検出器１６と第１格子１４及び第２格子１５との位置関係を維持することができる。一般的に、Ｘ線撮影装置１の出荷時には第２格子１５により形成されるモアレ画像がボケない位置にＸ線検出器１６が調整配置されるため、この位置関係を維持することにより、位置関係の変動によるモアレ画像のボケを防止することができる。 The X-ray detector 16 is held integrally with the first grating 14 and the second grating 15 on the base 19, and the positional relationship in the X-ray irradiation direction with the first grating 14 and the second grating 15 is determined. It is fixed. Thereby, the positional relationship between the X-ray detector 16 and the first grating 14 and the second grating 15 can be maintained. Generally, when the X-ray imaging apparatus 1 is shipped, the X-ray detector 16 is adjusted and arranged at a position where the moire image formed by the second grating 15 is not blurred. It is possible to prevent the blur of the moire image due to the fluctuation of the image.
また、本実施形態では、Ｘ線撮影装置１は、支柱１７、基台部１９、被写体台１３に大きく分離することができるため、輸送や保管の際にコンパクトになり、輸送・保管に要するコストを削減することができる。
また、高精度の調整が必要となる精密部品であるマルチ格子ユニット１２０、第１格子ユニット１４０、第２格子ユニット１５０を基台部１９から取り外すことができる。このため、精密部品を取り外した状態で輸送・保管することができ、梱包の簡易化が可能となるとともに、精密部品のみ温度管理等の可能な場所で保管等することができるため、長期の保管等による精密部品の劣化を防止することができる。
また、輸送や保管の際に取り外したマルチ格子ユニット１２０、第１格子ユニット１４０、第２格子ユニット１５０は、組み立て時には、ねじにより容易に基台部１９に固定することができる。このため、安全な輸送と施設内での取り扱いのし易さを両立させることができる。
In the present embodiment, the X-ray imaging apparatus 1 can be largely separated into the support column 17, the base unit 19, and the subject table 13. Therefore, the X-ray imaging apparatus 1 becomes compact during transportation and storage, and the cost required for transportation and storage. Can be reduced.
In addition, the multi-grid unit 120, the first grid unit 140, and the second grid unit 150, which are precision parts that require high-precision adjustment, can be removed from the base unit 19. For this reason, it can be transported and stored with precision parts removed, packaging can be simplified, and only precision parts can be stored in a place where temperature control is possible. It is possible to prevent deterioration of precision parts due to the above.
In addition, the multi-grid unit 120, the first grid unit 140, and the second grid unit 150 removed during transportation and storage can be easily fixed to the base portion 19 with screws during assembly. For this reason, it is possible to achieve both safe transportation and ease of handling in the facility.
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また、被写体台１３は患者との接触により振動を伝えやすく、患者の手がぶつかる等により周囲の部材に衝撃を加えることがありうるが、本実施形態では被写体台１３をマルチ格子１２、第１格子１４、第２格子１５等が取り付けられる基台部１９と切り離して、別体構成としている。このため、被写体台１３に衝撃が加わっても、この衝撃が高精度な位置関係が求められるマルチ格子１２、第１格子１４、第２格子１５等に対して影響を与えるのを防止して、高精度な位置関係の維持を図ることができる。
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In addition, the subject table 13 is easy to transmit vibration by contact with the patient, and may impact the surrounding members when the patient's hand hits. However, in this embodiment, the subject table 13 is connected to the multi-grid 12 and the first grid. It is separated from the base part 19 to which the grid 14, the second grid 15, etc. are attached, and has a separate configuration. For this reason, even if an impact is applied to the subject table 13, the impact is prevented from affecting the multi-grid 12, the first lattice 14, the second lattice 15, etc. for which a highly accurate positional relationship is required, It is possible to maintain a highly accurate positional relationship.
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また、本実施形態では、複数枚のモアレ画像を得る際、Ｘ線照射時には、パルスモータで構成されているｘ方向移動用モータにかける電流の電流値を、マルチ格子、第１格子及び第２格子に生じる変位量が当該モータの出力を最大としたときにマルチ格子、第１格子及び第２格子に生じる変位量の５０％以下となるような電流値となるように調整するようになっている。このため、マルチ格子、第１格子及び第２格子の位置がｘ方向移動用モータの発熱や微振動の発生により変位することを防止することができる。
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In the present embodiment, when obtaining a plurality of moire images, the current value of the current applied to the x-direction moving motor constituted by the pulse motor at the time of X-ray irradiation is set to the multi-grid, the first grid, and the second grid. The amount of displacement generated in the lattice is adjusted so that the current value is 50% or less of the amount of displacement generated in the multi lattice, the first lattice, and the second lattice when the output of the motor is maximized. Yes. For this reason, it is possible to prevent the positions of the multi-grating, the first grating, and the second grating from being displaced due to generation of heat or slight vibration of the x-direction moving motor.
また、本実施形態では、マルチ格子１２、第１格子１４、第２格子１５を移動させる移動部を重力方向（ｚ方向）と直交する方向に移動する移動要素のみにより構成している。これにより、重力方向への負荷が少なくなり、格子を移動させていないとき（すなわち、Ｘ線照射時）には、弱い励磁電流をかけるのみで格子の位置を維持することができ、ｘ方向移動用モータの発熱や微振動の発生を防止することができる。 In the present embodiment, the moving unit that moves the multi-grating 12, the first grating 14, and the second grating 15 is configured by only a moving element that moves in a direction orthogonal to the gravitational direction (z direction). As a result, the load in the direction of gravity is reduced, and when the grating is not moved (that is, during X-ray irradiation), the position of the grating can be maintained only by applying a weak excitation current, and moving in the x direction. It is possible to prevent the motor motor from generating heat and generating slight vibrations.
なお、上記実施形態は本発明の好適な一例であり、これに限定されない。
例えば、上記実施形態では、Ｘ線源１１、マルチ格子１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６をこの順に配置（以下、第１の配置と呼ぶ）したが、Ｘ線源１１、マルチ格子１２、第１格子１４、被写体台１３、第２格子１５、Ｘ線検出器１６の配置（以下、第２の配置と呼ぶ）としても、第１格子１４及び第２格子１５は固定のまま、マルチ格子１２の移動により、再構成画像を得ることが可能である。
第２の配置においては、被写体の厚み分だけ、被写体中心と第１格子１４は離れることになり、上記の実施形態に比べ感度の点でやや劣ることになるが、一方で、被写体への被曝線量低減を考慮すると、当該配置の方が第１格子１４でのＸ線吸収分だけＸ線を有効に活用していることになる。
また、被写***置での実効的な空間分解能は、Ｘ線の焦点径、検出器の空間分解能、被写体の拡大率、被写体の厚さ等に依存するが、上記実施例に於ける検出器の空間分解能が１２０μm（ガウスの半値幅）以下の場合には、第１の配置よりも第２の配置の方が実効的な空間分解能は小さくなる。
感度、空間分解能、及び、第１格子１４でのＸ線吸収量等を考慮して、第１格子１４、被写体台１３の配置順をきめることが好ましい。
In addition, the said embodiment is a suitable example of this invention, and is not limited to this.
For example, in the above embodiment, the X-ray source 11, the multi-grating 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 are arranged in this order (hereinafter referred to as the first arrangement). However, the arrangement of the X-ray source 11, the multi-grating 12, the first grating 14, the subject table 13, the second grating 15, and the X-ray detector 16 (hereinafter referred to as the second arrangement) A reconstructed image can be obtained by moving the multi-grating 12 while the second grid 15 is fixed.
In the second arrangement, the subject center and the first grid 14 are separated from each other by the thickness of the subject, which is slightly inferior in sensitivity compared to the above-described embodiment. In consideration of dose reduction, the arrangement effectively uses X-rays by the amount of X-ray absorption in the first grating 14.
The effective spatial resolution at the subject position depends on the focal diameter of the X-ray, the spatial resolution of the detector, the magnification of the subject, the thickness of the subject, and the like. When the resolution is 120 μm (Gauss half width) or less, the effective spatial resolution is smaller in the second arrangement than in the first arrangement.
It is preferable to determine the order of arrangement of the first grating 14 and the object table 13 in consideration of sensitivity, spatial resolution, the amount of X-ray absorption in the first grating 14, and the like.
また、本実施形態では、マルチ格子ユニット１２０、第１格子ユニット１４０、第２格子ユニット１５０にそれぞれ煽り調整機構及び相対距離調整機構が設けられている場合を例として説明したが、煽り調整機構及び相対距離調整機構は、マルチ格子ユニット１２０、第１格子ユニット１４０、第２格子ユニット１５０全てに設けられている必要はなく、このうちの少なくともいずれか１つに設けられていてもよい。 In the present embodiment, the case where the multi-grid unit 120, the first lattice unit 140, and the second lattice unit 150 are provided with the turn adjustment mechanism and the relative distance adjustment mechanism is described as an example. The relative distance adjustment mechanism does not need to be provided in all of the multi-grating unit 120, the first grating unit 140, and the second grating unit 150, and may be provided in at least one of them.
また、本実施形態では、マルチ格子１２を移動させてモアレ画像を生成する場合を例として説明したが、モアレ画像を生成するために移動させる格子はマルチ格子１２に限定されず、第１格子１４、第２格子１５であってもよい。 In the present embodiment, the case where the moire image is generated by moving the multi-grating 12 has been described as an example. However, the grid to be moved to generate the moire image is not limited to the multi-grating 12, and the first grating 14 is used. The second grating 15 may be used.
また、本実施形態では、縞走査方式として、マルチ格子、第１格子及び第２格子を備えるタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置を例として説明したが、Ｘ線撮影装置に用いられるのはタルボ・ロー干渉計に限定されず、縞走査方式として、第１格子及び第２格子を備えるタルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置についても本発明を適用することができる。
おいて、
In the present embodiment, an X-ray imaging apparatus using a Talbot-Lau interferometer including a multi-grating, a first grating, and a second grating has been described as an example of the fringe scanning method. The present invention is not limited to the Talbot-Lau interferometer, and the present invention can also be applied to an X-ray imaging apparatus using a Talbot interferometer having a first grating and a second grating as a fringe scanning method.
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また、本実施形態では、被写体台１３を完全に別体構成としたものを例として説明したが、被写体台１３を基台部１９等に固定してもよい。この場合には、被写体台１３と基台部１９との間に緩衝部材等を設けて、被写体台１３に加えられた衝撃や振動ができる限り基台部１９に伝達されないように構成する。
また、被写体台１３は、その高さを患者の体型等に応じて調整できるようにしてもよい。
In the present embodiment, the subject table 13 is described as an example of a completely separate configuration. However, the subject table 13 may be fixed to the base 19 or the like. In this case, a buffer member or the like is provided between the subject table 13 and the base unit 19 so that the impact or vibration applied to the subject table 13 is not transmitted to the base unit 19 as much as possible.
The height of the subject table 13 may be adjusted according to the patient's body shape and the like.
また、本実施形態では、Ｘ線照射時にｘ方向移動用モータにかける電流の電流値を低くする場合を例としたが、モータによる励磁を行わなくても各格子の位置を維持できる場合には、移動部（マルチ格子駆動部１２５、第１格子駆動部１４５、第１格子駆動部１５５）は、Ｘ線照射時に駆動源であるｘ方向移動用モータに対する通電を停止させるように制御してもよい。ｘ方向移動用モータに対する通電を停止させることにより、モータの発熱や微振動の発生を回避することができる。 In this embodiment, the current value of the current applied to the x-direction movement motor during X-ray irradiation is taken as an example. However, when the position of each grid can be maintained without excitation by the motor. The moving units (multi-grating driving unit 125, first grating driving unit 145, first grating driving unit 155) may be controlled so as to stop energization of the x-direction moving motor that is a driving source during X-ray irradiation. Good. By stopping energization of the x-direction moving motor, it is possible to avoid the generation of heat and slight vibration of the motor.
また、Ｘ線検出器１６として、バッテリを内蔵し、無線により画像信号を本体部１８に出力するケーブルレスのカセッテタイプＦＰＤを用いてもよい。カセッテタイプＦＰＤによれば、本体部１８に接続するケーブル類を排除することができ、Ｘ線検出器１６周辺の更なる小スペース化を図ることができる。小スペース化によって被写体の足下を広く構成し、より患者が接触し難い構成とすることができる。 Further, as the X-ray detector 16, a cableless cassette type FPD that incorporates a battery and outputs an image signal to the main body 18 by radio may be used. According to the cassette type FPD, cables connected to the main body 18 can be eliminated, and a further space around the X-ray detector 16 can be reduced. By reducing the space, the subject's feet can be configured wider, and the patient can be more difficult to touch.
また、上記実施形態では、各ステップの撮影毎にマルチ格子１２の移動と停止を繰り返す例を説明した。しかし、ｘ方向移動用モータ１２５ａの構成によっては、移動と停止を繰り返すことにより制御量と実際の移動量との誤差が累積拡大し、一定間隔毎のモアレ画像が得難いことが想定される場合には、連続的にマルチ格子１２を移動させながら複数回の撮影を行う連続撮影方式が好ましい。曝射スイッチがＯＮされると、マルチ格子１２の移動を開始し、起動時の不安定移動領域を越え、安定移動領域に達した後、更に、マルチ格子を連続的に移動させて、所定量（例えば４．５６（μｍ））移動する毎にＸ線のパルス照射と画像信号の読み取りを繰り返す。 In the above-described embodiment, an example has been described in which the movement and stop of the multi-grid 12 are repeated for each photographing step. However, depending on the configuration of the x-direction moving motor 125a, when the movement and stop are repeated, the error between the control amount and the actual movement amount accumulates and it is assumed that it is difficult to obtain moire images at regular intervals. Is preferably a continuous photographing system in which photographing is performed a plurality of times while continuously moving the multi-grating 12. When the exposure switch is turned on, the multi-grid 12 starts to move, exceeds the unstable moving area at the time of start-up, reaches the stable moving area, and further moves the multi-grid continuously to the predetermined amount. (For example, 4.56 (μm)) X-ray pulse irradiation and reading of an image signal are repeated each time it moves.
連続撮影方式におけるＸ線源１１にはパルス照射可能なＸ線管を用いることが好ましい。
また、Ｘ線検出器１６としては、対応できるフレームレート（単位時間あたり撮影可能な回数）が大きく、動画撮影が可能なＦＰＤが好ましい。数百ｍ秒〜数秒の間に５回以上の撮影を行うことを想定すると、少なくとも１０フレーム／秒のフレームレートが必要であり、好ましくは２０フレーム／秒以上のフレームレートである。
It is preferable to use an X-ray tube capable of pulse irradiation as the X-ray source 11 in the continuous imaging system.
Further, the X-ray detector 16 is preferably an FPD that can handle a large frame rate (number of times that imaging can be performed per unit time) and that can capture moving images. Assuming that shooting is performed five times or more in several hundred milliseconds to several seconds, a frame rate of at least 10 frames / second is necessary, and a frame rate of 20 frames / second or more is preferable.
なお、撮影においてＸ線検出器１６は各ステップの撮影毎にオフセット補正を行うことが可能である。各ステップの撮影間隔が短く、オフセット補正を行う余裕が無い場合は、最初のステップの撮影時のみダーク読み取りを行い、オフセット補正値を得て、当該補正値を後のステップの撮影にも適用してもよい。或いは、一連の撮影終了後にダーク読み取りを行ってオフセット補正値を得て、当該補正値を各撮影に共通に使用することとしてもよい。 In imaging, the X-ray detector 16 can perform offset correction for each imaging at each step. If the shooting interval of each step is short and there is no room for offset correction, dark reading is performed only during the shooting of the first step to obtain an offset correction value, and the correction value is also applied to shooting of the subsequent step. May be. Alternatively, after reading a series of images, dark reading may be performed to obtain an offset correction value, and the correction value may be commonly used for each shooting.
連続撮影方式の場合、各ステップの前後でさらに予備撮影を行うこととしてもよい。
ｘ方向移動用モータ１２５ａが理想的な送り精度によりマルチ格子１２を一定の送り量、つまり一定の移動速度で移動できた場合、図２０に示すように各ステップのモアレ画像によりサインカーブを形成することができる。しかし、経年変化やｘ方向移動用モータ１２５ａのバックラッシュ、起動時の慣性影響等によって送り量にずれが生じると、一定周期間隔のモアレ画像が得られない。例えば、図２０に示すように、３ステップのモアレ画像は本来０．４周期に該当するが、３ステップのときのｘ方向移動用モータ１２５ａの送り量がずれると、０．４周期前後のモアレ画像が得られる。
In the case of the continuous shooting method, preliminary shooting may be further performed before and after each step.
When the x-direction moving motor 125a is able to move the multi-grating 12 at a constant feed amount, that is, at a constant movement speed with ideal feed accuracy, a sine curve is formed by a moire image at each step as shown in FIG. be able to. However, if the feed amount is deviated due to secular change, backlash of the x-direction moving motor 125a, inertial effect at the time of start-up, or the like, a moire image with a constant periodic interval cannot be obtained. For example, as shown in FIG. 20, a 3-step moire image originally corresponds to 0.4 cycles, but if the feed amount of the x-direction moving motor 125a at the time of 3 steps is deviated, a moire of about 0.4 cycles is generated. An image is obtained.
このように各ステップのモアレ画像の周期がばらつくと、正確な位相が計算できず、再構成画像において被写体像を正確に再現できない。そこで、例えば撮影時間が２、４、６、８、１０秒の各ステップの撮影に、各撮影時間±０．１秒の撮影時間で撮影を行う予備撮影を加えて合計１５回の撮影を行う。これにより、１ステップでは１．９秒、２．０秒、２．１秒の各撮影時間のモアレ画像が得られる等、各ステップにつきそれぞれ３枚のモアレ画像が得られるので、そのうちＸ線相対強度のサインカーブに最も近いモアレ画像を選択して用いる。これにより、ｘ方向移動用モータ１２５ａによる送り量に誤差が生じたとしても、再構成画像の再現性の向上を図ることができる。 As described above, when the period of the moire image at each step varies, an accurate phase cannot be calculated, and the subject image cannot be accurately reproduced in the reconstructed image. Therefore, for example, a total of 15 shootings are performed by adding preliminary shooting for shooting at each shooting time ± 0.1 seconds to shooting at each step of shooting time of 2, 4, 6, 8, 10 seconds. . As a result, three moiré images can be obtained for each step, such as moiré images for each shooting time of 1.9 seconds, 2.0 seconds, and 2.1 seconds in one step. The moire image closest to the intensity sine curve is selected and used. Thereby, even if an error occurs in the feed amount by the x-direction moving motor 125a, the reproducibility of the reconstructed image can be improved.
予備撮影する調整時間として上記に挙げた±０．１秒は例示であり、調整時間はテスト撮影によって適宜決定すればよい。例えば、Ｘ線撮影装置１の設置時に、各ステップの撮影の前後で、±０．１秒、±０．２秒等、予備撮影時の調整時間を変えてテスト撮影を行い、最もサインカーブに一致しやすい調整時間を求めることとしてもよい。これにより、ｘ方向移動用モータ１２５ａの機器特性によって必要な調整時間が異なる場合にも対応することができる。 The above-described ± 0.1 second as an adjustment time for preliminary shooting is an example, and the adjustment time may be appropriately determined by test shooting. For example, when the X-ray imaging apparatus 1 is installed, test imaging is performed by changing the adjustment time at the time of preliminary imaging, such as ± 0.1 seconds, ± 0.2 seconds, etc. before and after the imaging at each step. It is good also as calculating | requiring the adjustment time which is easy to correspond. Thereby, it is possible to cope with a case where the necessary adjustment time differs depending on the device characteristics of the x-direction moving motor 125a.
なお、連続撮影方式におけるＸ線源１１のＸ線管がパルス照射に対応していない場合には、Ｘ線源１１のＸ線照射口の付近にシャッターを設けてもよい。この場合、シャッターとして、カメラ等に一般的に用いられるシャッター機構を用いてもよいが、照射野絞りの機能も備えることとしてもよい。 If the X-ray tube of the X-ray source 11 in the continuous imaging system does not support pulse irradiation, a shutter may be provided near the X-ray irradiation port of the X-ray source 11. In this case, a shutter mechanism generally used for a camera or the like may be used as a shutter, but it may have an irradiation field stop function.
また、コントローラ５の制御部が縞走査法による再構成画像作成処理の他、フーリエ変換法による再構成画像作成処理等を行うようにしてもよい（この場合、Ｘ線撮影装置の第１格子と第２格子との相対角のみ、縞走査法の場合に対し増大させるような装置設定変更が必要である。）。
例えば、フーリエ変換法による再構成画像作成処理は、以下のように行われる。
まず、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像とを取得し、それぞれについてオフセット補正処理、ゲイン補正処理等の補正を行う。その後、補正後の被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像のそれぞれをフーリエ変換（二次元フーリエ変換）する。１枚のモアレ画像をフーリエ変換すると、低周波成分（０次成分と呼ぶ）と干渉縞周波数付近の成分（１次成分と呼ぶ）、又は、０次成分と１次成分に加えさらに高周波成分（Ｘ線撮影装置１の干渉性に依存）が並んで得られる。
次いで、フーリエ変換により得られた画像（被写体有り、被写体無しのそれぞれ）において、０次成分をＨａｎｎｉｎｇ窓により切り出される。Ｈａｎｎｉｎｇ窓で切り出すことによりＨａｎｎｉｎｇ窓の周辺部が０に落とされ、Ｈａｎｎｉｎｇ窓の中心部はそのまま通される。
次いで、フーリエ変換により得られた画像において、１次成分がキャリア周波数（＝モアレ周波数）分シフトされ、Ｈａｎｎｉｎｇ窓で切り出される。切り出しの窓関数はＨａｎｎｉｎｇ窓に限定されず、用途に応じてＨａｍｍｉｎｇ窓、ガウス窓等を使用してもよい。
次いで、切り出された０次成分、１次成分のそれぞれが逆フーリエ変換される。
逆フーリエ変換が終了すると、逆フーリエ変換された０次成分、１次成分を用いて被写体有りと被写体無しのそれぞれの再構成画像の作成が行われる。具体的には、０次成分の振幅から吸収画像が作成される。また、１次成分の位相から位相画像が作成される。また、０次成分と１次成分の振幅の比（＝Visibility）から小角散乱画像が作成される。
次いで、被写体無しの再構成画像を用いて被写体有りの再構成画像から干渉縞の位相の除去と、画像ムラ（アーチファクト）を除去するための補正処理が行われ、この画像ムラの補正が終了すると、フーリエ変換法による再構成画像作成処理は終了する。
Further, the control unit of the controller 5 may perform a reconstructed image creation process by a Fourier transform method in addition to a reconstructed image creation process by a fringe scanning method (in this case, the first grid of the X-ray imaging apparatus) It is necessary to change the apparatus setting so that only the relative angle with the second grating is increased as compared with the case of the fringe scanning method.
For example, the reconstructed image creation process by the Fourier transform method is performed as follows.
First, a moire image with a subject and a moire image without a subject are acquired, and corrections such as offset correction processing and gain correction processing are performed for each. Thereafter, each of the corrected moire image with the subject and the moire image without the subject is subjected to Fourier transform (two-dimensional Fourier transform). When a single moire image is subjected to Fourier transform, a low frequency component (referred to as a 0th order component) and a component near the interference fringe frequency (referred to as a primary component), or a high frequency component (in addition to the 0th order component and the primary component) ( Side-by-side (depending on the coherence of the X-ray imaging apparatus 1).
Next, in the image obtained by Fourier transform (each with and without the subject), the zero-order component is cut out by the Hanning window. By cutting out with the Hanning window, the peripheral portion of the Hanning window is dropped to 0, and the central portion of the Hanning window is passed as it is.
Next, in the image obtained by Fourier transform, the primary component is shifted by the carrier frequency (= moire frequency) and cut out by the Hanning window. The cutting window function is not limited to the Hanning window, and a Hamming window, a Gaussian window, or the like may be used depending on the application.
Next, each of the extracted 0th-order component and 1st-order component is subjected to inverse Fourier transform.
When the inverse Fourier transform ends, the reconstructed images with and without the subject are created using the zeroth-order component and the first-order component subjected to the inverse Fourier transform. Specifically, an absorption image is created from the amplitude of the zeroth order component. A phase image is created from the phase of the primary component. Further, a small angle scattered image is created from the amplitude ratio (= Visibility) of the zeroth order component and the first order component.
Next, using the reconstructed image without the subject, the phase of the interference fringes is removed from the reconstructed image with the subject, and correction processing for removing image unevenness (artifact) is performed. Then, the reconstructed image creation process by the Fourier transform method ends.
その他、本発明が本実施形態に限定されず、適宜変更可能であることはいうまでもない。 In addition, it cannot be overemphasized that this invention is not limited to this embodiment, and can be changed suitably.
１ Ｘ線撮影装置
５ コントローラ
１１ Ｘ線源
１２ マルチ格子
１３ 被写体台
１４ 第１格子
１５ 第２格子
１６ Ｘ線検出器
１７ 支柱
１７ａ 緩衝部材
１８ 本体部
１９ 基台部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray imaging apparatus 5 Controller 11 X-ray source 12 Multi grating | lattice 13 Subject stand 14 1st grating | lattice 15 2nd grating | lattice 16 X-ray detector 17 Support | pillar 17a Buffer member 18 Main-body part 19 Base part
Claims (5)
複数のスリットを有するマルチ格子、第１格子及び第２格子と、
前記マルチ格子、前記第１格子、及び前記第２格子のうちの少なくとも１つを移動させる移動部と、
被写体台と、
照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
を備え、
前記移動部により、前記マルチ格子、前記第１格子及び前記第２格子のうちの少なくとも１つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に、前記マルチ格子または前記第１格子若しくは前記第２格子に対して相対移動し、前記少なくとも１つがが一定周期間隔で移動する毎に、前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返し、一定周期間隔のモアレ画像を複数得るＸ線撮影装置であって、
前記マルチ格子を含むマルチ格子ユニット、前記第１格子を含む第１格子ユニット及び前記第２格子を含む第２格子ユニットは、それぞれが共通の基台部に着脱自在に構成されており、
前記マルチ格子ユニット、前記第１格子ユニット及び前記第２格子ユニットのうち少なくともいずれか１つには、当該ユニットに設けられている格子と他の格子との間における平行度を調整可能とする煽り調整機構が設けられている
ことを特徴とするＸ線撮影装置。 An X-ray source that emits X-rays;
A multi-grating having a plurality of slits, a first grating and a second grating;
A moving unit that moves at least one of the multi-grating, the first grating, and the second grating;
Subject table,
An X-ray detector that two-dimensionally arranges a conversion element that generates an electrical signal according to the irradiated X-ray, and reads the electrical signal generated by the conversion element as an image signal;
With
By the moving unit, at least one of the multi-grating, the first grating, and the second grating is set in a direction perpendicular to the X-ray irradiation direction, the multi-grating, the first grating, or the second grating. The X-ray detector repeats the process of reading the image signal in accordance with the X-rays irradiated by the X-ray source every time at least one of the at least one moves at a constant cycle interval. An X-ray imaging apparatus that obtains a plurality of interval moire images,
The multi-grating unit including the multi-grating, the first grating unit including the first grating, and the second grating unit including the second grating are each configured to be detachable from a common base part,
At least one of the multi-grating unit, the first grating unit, and the second grating unit can adjust the parallelism between a grating provided in the unit and another grating. An X-ray imaging apparatus characterized in that an adjustment mechanism is provided.
前記Ｘ線撮影装置によって得られたモアレ画像を処理し、被写体の再構成画像を作成する画像処理装置と、
を備えることを特徴とするＸ線画像システム。 X-ray imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4,
An image processing apparatus that processes a moire image obtained by the X-ray imaging apparatus and creates a reconstructed image of the subject;
An X-ray imaging system comprising:
Priority Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP2010212994A JP2012065840A (en) | 2010-09-24 | 2010-09-24 | X-ray radiography apparatus and x-ray image system |
Applications Claiming Priority (1)
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Publications (1)
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Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2017104202A (en) * | 2015-12-08 | 2017-06-15 | コニカミノルタ株式会社 | X-ray talbot imaging apparatus |
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-
2010
- 2010-09-24 JP JP2010212994A patent/JP2012065840A/en active Pending
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