JP2013106883A - Radiographic apparatus and image processing method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、被検体による放射線の位相変化に基づく画像を検出する放射線撮影装置及びそれに用いられる画像処理方法に関する。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus for detecting an image based on a phase change of radiation by a subject and an image processing method used therefor.
放射線、例えばＸ線は、物質を構成する元素の重さ（原子番号）と物質の密度及び厚さとに依存して吸収され減衰するといった特性を有する。この特性に着目し、医療診断や非破壊検査等の分野において、被検体の内部を透視するためのプローブとしてＸ線が利用されている。 Radiation, such as X-rays, has a characteristic that it is absorbed and attenuated depending on the weight (atomic number) of the elements constituting the substance and the density and thickness of the substance. Focusing on this characteristic, X-rays are used as a probe for seeing through the inside of a subject in fields such as medical diagnosis and nondestructive inspection.
一般的なＸ線撮影装置では、Ｘ線を放射するＸ線源と、Ｘ線を検出するＸ線画像検出器との間に被検体を配置して、被検体を透過したＸ線の撮影を行う。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射されたＸ線は、被検体を透過する際に吸収され減衰した後、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被検体によるＸ線の強度変化に基づく画像がＸ線画像検出器により検出される。 In a general X-ray imaging apparatus, an object is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects X-rays, and X-rays transmitted through the object are imaged. Do. In this case, X-rays emitted from the X-ray source toward the X-ray image detector are absorbed and attenuated when passing through the subject, and then enter the X-ray image detector. As a result, an image based on an X-ray intensity change by the subject is detected by the X-ray image detector.
Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線の強度変化が小さく、画像に十分なコントラストが得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線吸収能の差が小さいため、コントラストが得られにくい。 Since the X-ray absorptivity becomes lower with an element having a smaller atomic number, there is a problem that a change in X-ray intensity is small and sufficient contrast cannot be obtained in a soft tissue or soft material. For example, most of the components of the cartilage portion constituting the joint of the human body and the joint fluid in the vicinity thereof are water, and the difference in the X-ray absorption capacity between them is small, so that it is difficult to obtain contrast.
このような問題を背景に、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体によるＸ線の位相変化に基づいた画像を得るＸ線位相イメージングの研究が近年盛んに行われている。Ｘ線位相イメージングは、被検体に入射したＸ線の位相変化が強度変化より大きいことに基づき、Ｘ線の位相変化を画像化する方法であり、Ｘ線吸収能が低い被検体に対しても高コントラストの画像を得ることができる。Ｘ線位相イメージングの一種として、２枚の格子とＸ線画像検出器とを用いてＸ線タルボ干渉計を構成することにより、Ｘ線の位相変化を検出するＸ線撮影装置が知られている（例えば、特許文献１参照）。 Against this background, research on X-ray phase imaging that obtains an image based on the phase change of the X-ray by the subject instead of the change in the intensity of the X-ray by the subject has been actively conducted in recent years. X-ray phase imaging is a method of imaging the X-ray phase change based on the fact that the phase change of the X-ray incident on the subject is larger than the intensity change. A high-contrast image can be obtained. As a kind of X-ray phase imaging, an X-ray imaging apparatus that detects an X-ray phase change by configuring an X-ray Talbot interferometer using two gratings and an X-ray image detector is known. (For example, refer to Patent Document 1).
このＸ線撮影装置は、Ｘ線源から見て被検体の背後に第１の格子を配置し、第１の格子からタルボ距離だけ離れた位置に第２の格子を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置したものである。タルボ距離は、第１の格子を通過したＸ線が、タルボ効果によって第１の格子の自己像（縞画像）を形成する距離であり、第１の格子の格子ピッチとＸ線波長とに依存する。この自己像は、被検体でのＸ線の位相変化で屈折が生じることにより変調される。この変調量を検出することにより、Ｘ線の位相変化が画像化される。 In this X-ray imaging apparatus, a first grating is arranged behind the subject as viewed from the X-ray source, a second grating is arranged at a position away from the first grating by a Talbot distance, and X A line image detector is arranged. The Talbot distance is the distance at which X-rays that have passed through the first grating form a self-image (stripe image) of the first grating due to the Talbot effect, and depends on the grating pitch of the first grating and the X-ray wavelength. To do. This self-image is modulated by refraction caused by the phase change of X-rays in the subject. By detecting this modulation amount, the phase change of the X-ray is imaged.
上記変調量の検出方法として縞走査法が知られている。縞走査法とは、第１の格子に対して第２の格子を、第１の格子の面に平行でかつ第１の格子の格子方向に垂直な方向に、所定の移動ピッチずつ並進移動（走査）させながら、各走査位置において、Ｘ線源からＸ線を放射し、被検体、第１及び第２の格子を通過したＸ線をＸ線画像検出器により撮影する方法である。このＸ線画像検出器により得られる各画素の画素値の上記走査に対する変化を表す信号（強度変調信号）について位相ズレ量（被検体が存在しない場合の初期位置からの位相差）を算出することにより、上記変調量に関連する画像が得られる。この画像は、被検体の屈折率を反映した画像であり、Ｘ線の位相変化（位相シフト）の微分量に対応するため、位相微分画像と呼ばれる。 A fringe scanning method is known as a method for detecting the modulation amount. In the fringe scanning method, the second grating is translated relative to the first grating by a predetermined movement pitch in a direction parallel to the plane of the first grating and perpendicular to the grating direction of the first grating ( In this method, X-rays are emitted from an X-ray source at each scanning position and X-rays that have passed through the subject and the first and second gratings are photographed by an X-ray image detector. Calculating a phase shift amount (phase difference from an initial position when no subject exists) for a signal (intensity modulation signal) representing a change in the pixel value of each pixel obtained by the X-ray image detector with respect to the scanning. Thus, an image related to the modulation amount is obtained. This image is an image reflecting the refractive index of the subject, and corresponds to the differential amount of the X-ray phase change (phase shift), and is called a phase differential image.
しかし、縞走査法では、１枚の位相コントラスト画像を取得するために複数回（例えば、５回）の撮影を行う必要があるため、装置の振動や被検体の体動により画質が低下するという問題がある。また、複数回の撮影により被検体の被曝量が大きいことも問題である。特許文献１には、第１及び第２の格子を移動させずに一度の撮影で得られる単一の画像データから位相微分画像を生成することが記載されているが、その具体的な方法については述べられていない。 However, in the fringe scanning method, since it is necessary to perform imaging a plurality of times (for example, 5 times) in order to acquire one phase contrast image, the image quality is deteriorated due to vibration of the apparatus or body movement of the subject. There's a problem. In addition, there is a problem that the exposure dose of the subject is large due to multiple imaging. Patent Document 1 describes that a phase differential image is generated from a single image data obtained by one imaging without moving the first and second gratings. Is not mentioned.
そこで、本出願人は、特願２０１０−２６５２４１号において、第１及び第２の格子を移動させずに一度の撮影で得られる単一の画像データから位相微分画像を生成する具体的方法を提案している。この方法では、第１の格子に対して第２の格子２２を格子面内方向に相対的に僅かに傾斜させて、モアレ縞を発生させた状態で、Ｘ線画像検出器により単一の画像データを取得する。この画像データを、モアレ縞に対して互いに位相が異なる画素行（モアレ縞の周期方向に直交する方向に並ぶ画素）の群に分割し、分割されたデータ群を、縞走査で得られる複数の画像データと見なして、縞走査法と同様な手順で強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像が生成される。 Therefore, the present applicant proposes a specific method for generating a phase differential image from single image data obtained by one imaging without moving the first and second gratings in Japanese Patent Application No. 2010-265241. doing. In this method, a single image is obtained by an X-ray image detector in a state in which the second grating 22 is slightly inclined relative to the first grating in the grating plane direction to generate moire fringes. Get the data. This image data is divided into groups of pixel rows (pixels arranged in a direction orthogonal to the periodic direction of the moire fringes) with respect to the moire fringes, and the divided data groups are obtained by a plurality of stripe scans. Considering the image data, a phase differential image is generated by calculating the phase shift amount of the intensity modulation signal in the same procedure as the fringe scanning method.
しかしながら、特願２０１０−２６５２４１号に記載の方法では、画像データを構成する複数の画素値の一部に異常が生じている場合には、異常画素値を含む強度変調信号の位相ズレ量の算出精度が低下し、位相微分画像の画質が劣化するという問題がある。異常画素値が生じる原因として、Ｘ線画像検出器への局所的な静電気放電や、製造起因等でＸ線画像検出器に生じた画素欠陥等の影響が考えられる。 However, in the method described in Japanese Patent Application No. 2010-265241, when an abnormality occurs in some of a plurality of pixel values constituting image data, the phase shift amount of the intensity modulation signal including the abnormal pixel value is calculated. There is a problem that the accuracy is lowered and the image quality of the phase differential image is deteriorated. Possible causes of abnormal pixel values include local electrostatic discharge to the X-ray image detector and the influence of pixel defects that have occurred in the X-ray image detector due to manufacturing reasons.
この異常画素値を、その周辺の正常画素値を用いて補正することが考えられるが、このような補正を行った場合には、強度変調信号がなまり、位相ズレ量の算出精度が低下してしまう。 It is conceivable to correct this abnormal pixel value by using normal pixel values around the abnormal pixel value. However, when such correction is performed, the intensity modulation signal is lost, and the calculation accuracy of the phase shift amount decreases. End up.
本発明は、単一の画像データから位相微分画像を生成する場合に、画像データに異常画素値が生じた場合でも精度よく位相微分画像を生成可能とする放射線撮影装置及び放射線撮影方法を提供することを目的とする。 The present invention provides a radiation imaging apparatus and a radiation imaging method capable of generating a phase differential image accurately even when an abnormal pixel value occurs in the image data when generating a phase differential image from a single image data. For the purpose.
上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、２次元配列され複数の画素部により前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データの各画素値が異常画素値であるか否かを所定の判定基準に基づいて判定する異常画素値判定部と、前記画像データから前記異常画素値を除去する異常画素値除去部と、前記異常画素値が除去された前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えるものである。 In order to achieve the above object, a radiation imaging apparatus according to the present invention includes a first grating that generates a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source, and the first periodic pattern image. Image data is generated by detecting a second periodic pattern image that is partially shielded and generating a second periodic pattern image in which moire fringes are generated, and a two-dimensionally arranged plurality of pixel units. A radiological image detector, an abnormal pixel value determination unit for determining whether each pixel value of the image data is an abnormal pixel value based on a predetermined determination criterion, and removing the abnormal pixel value from the image data And an abnormal pixel value removing unit that generates a phase differential image based on the image data from which the abnormal pixel value has been removed.
前記モアレ縞に交わる第１の方向に並ぶ所定数の前記画素部を１グループとし、このグループを前記第１の方向に所定画素ずつ変更しながら順に設定するグループ設定部を備え、前記位相微分画像生成部は、前記各グループ内に含まれる前記異常画素値以外の正常画素値により強度変調信号を構成し、この強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成することが好ましい。 The phase differential image includes a group setting unit that sets a predetermined number of the pixel units arranged in the first direction intersecting the moire fringes as one group, and sets the group in order while changing the predetermined pixels in the first direction. Preferably, the generation unit generates an intensity-modulated signal from normal pixel values other than the abnormal pixel values included in each group, and generates a phase differential image by calculating a phase shift amount of the intensity-modulated signal. .
前記各グループ内の前記正常画素値の数をカウントする正常画素値計数部を備えることが好ましい。この場合、前記正常画素値の数が基準値より少ないグループが存在する場合にエラー報知を行うエラー報知部を備えることが好ましい。 It is preferable that a normal pixel value counting unit that counts the number of normal pixel values in each group is provided. In this case, it is preferable to provide an error notification unit that performs error notification when there is a group in which the number of normal pixel values is smaller than a reference value.
また、前記正常画素値の数が基準値より少ないグループが存在する場合に、該グループを、前記正常画素値の数が基準値以上となるように拡大して再設定するグループ再設定部を備えることが好ましい。 A group resetting unit configured to expand and reset the group so that the number of normal pixel values is equal to or greater than a reference value when there is a group in which the number of normal pixel values is less than a reference value; It is preferable.
この場合には、前記グループ再設定部は、再設定後のグループが、その中心を基準として前記第１の方向の正側及び負側で前記正常画素値を有する前記画素部の数がほぼ同数となるように再設定を行うことが好ましい。 In this case, the group resetting unit has approximately the same number of the pixel units having the normal pixel values on the positive side and the negative side in the first direction with respect to the center of the group after the resetting. It is preferable to perform resetting so that
前記グループ再設定部は、前記第１の方向に関する再設定後のグループの重心位置が、再設定前の元のグループの重心位置とほぼ等しくなるように再設定を行なってもよい。 The group resetting unit may perform resetting so that the centroid position of the group after reset in the first direction is substantially equal to the centroid position of the original group before resetting.
前記グループ設定部により設定される前記グループを構成する前記画素部の数は、前記モアレ縞の周期の整数倍に含まれる前記画素部の数に等しいことが好ましい。 It is preferable that the number of the pixel units constituting the group set by the group setting unit is equal to the number of the pixel units included in an integer multiple of the period of the moire fringes.
前記判定基準は、前記正常画素値が取り得る下限及び上限により規定されていることが好ましい。 The determination criterion is preferably defined by a lower limit and an upper limit that the normal pixel value can take.
前記モアレ縞は、前記第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置することにより生成されたものであり、前記第１及び第２の格子の格子方向にほぼ直交していることが好ましい。 The moire fringes are generated by arranging the second grating so as to be inclined relative to the first grating in the in-lattice direction, and the first and second gratings It is preferable to be substantially orthogonal to the lattice direction.
前記モアレ縞は、前記第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、前記第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、前記第１及び第２の格子の格子方向にほぼ平行であってもよい。 The moire fringes are generated by adjusting the positional relationship in the opposing direction of the first and second gratings or the grating pitch of the first and second gratings. It may be substantially parallel to the lattice direction of the two lattices.
前記モアレ縞は、前記第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置し、かつ、前記第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、前記第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、前記第１及び第２の格子の格子方向に直交せず、かつ平行でなくてもよい。 The moire fringes are arranged such that the second grating is inclined relative to the first grating in the in-lattice direction, and the positional relationship between the first and second gratings is opposite to each other. Or it is produced | generated by adjusting the grating | lattice pitch of the said 1st and 2nd grating | lattice, and does not need to be orthogonal to the grating | lattice direction of the said 1st and 2nd grating | lattice, and it may not be parallel.
前記放射線画像検出器の画素欠陥情報を記憶する画素欠陥情報記憶部を備え、前記異常画素値判定部は、前記画素欠陥情報記憶部に記憶された画素欠陥情報に基づき、画素欠陥を有する画素部の画素値を、前記判定基準に基づく判定を行わずに、異常画素値と判別することが好ましい。 A pixel defect information storage unit that stores pixel defect information of the radiation image detector, and the abnormal pixel value determination unit is a pixel unit having a pixel defect based on the pixel defect information stored in the pixel defect information storage unit It is preferable to discriminate the pixel value from the abnormal pixel value without performing the determination based on the determination criterion.
前記位相微分画像を積分処理して位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備えることが好ましい。 It is preferable to include a phase contrast image generating unit that generates a phase contrast image by integrating the phase differential image.
前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を幾何光学的に投影することにより前記第１の周期パターン像を生成することが好ましい。また、前記第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせて前記第１の周期パターン像を生成するものであってもよい。 Preferably, the first grating is an absorption grating, and the first periodic pattern image is generated by geometrically optically projecting incident radiation. The first grating may be an absorption grating or a phase grating, and may generate the first periodic pattern image by generating a Talbot effect on incident radiation.
前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備えることが好ましい。 It is preferable to provide a multi slit that partially blocks the radiation emitted from the radiation source and disperses the focal point.
本発明の放射線撮影方法は、放射線源から放射された放射線を第１の格子を通過させて第１の周期パターン像を生成するステップと、前記第１の周期パターン像を第２の格子により部分的に遮蔽してモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成するステップと、２次元配列され複数の画素部を有する放射線画像検出器により前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成するステップと、前記画像データの各画素値が異常画素値であるか否かを所定の判定基準に基づいて判定するステップと、前記画像データから前記異常画素値を除去するステップと、前記異常画素値が除去された前記画像データに基づいて位相微分画像を生成するステップと、を備える。 In the radiographic method of the present invention, a step of generating a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source through a first grating, and a part of the first periodic pattern image by a second grating. Generating a second periodic pattern image in which moiré fringes are generated by shielding the image and detecting the second periodic pattern image by a radiation image detector having a plurality of pixel portions arranged two-dimensionally to obtain image data Generating based on a predetermined criterion whether each pixel value of the image data is an abnormal pixel value, removing the abnormal pixel value from the image data, Generating a phase differential image based on the image data from which abnormal pixel values have been removed.
本発明によれば、画像データの各画素値が異常画素値であるか否かを所定の判定基準に基づいて判定し、画像データから異常画素値を除去し、異常画素値が除去された画像データに基づいて位相微分画像を生成するので、画像データに異常画素値が生じた場合でも精度よく位相微分画像を生成することができる。 According to the present invention, whether or not each pixel value of image data is an abnormal pixel value is determined based on a predetermined criterion, the abnormal pixel value is removed from the image data, and the abnormal pixel value is removed. Since the phase differential image is generated based on the data, the phase differential image can be generated with high accuracy even when an abnormal pixel value occurs in the image data.
（第１実施形態）
図１において、Ｘ線撮影装置１０は、Ｘ線源１１、格子部１２、Ｘ線画像検出器１３、メモリ１４、画像処理部１５、画像記録部１６、撮影制御部１７、コンソール１８、及びシステム制御部１９を備える。Ｘ線源１１は、例えば、回転陽極型のＸ線管（図示せず）と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータ（図示せず）とを有し、撮影制御部１７の制御に基づき、被検体Ｈに向けてＸ線を放射する。
(First embodiment)
In FIG. 1, an X-ray imaging apparatus 10 includes an X-ray source 11, a grating unit 12, an X-ray image detector 13, a memory 14, an image processing unit 15, an image recording unit 16, an imaging control unit 17, a console 18, and a system. A control unit 19 is provided. The X-ray source 11 includes, for example, a rotary anode type X-ray tube (not shown) and a collimator (not shown) for limiting the X-ray irradiation field, and based on the control of the imaging control unit 17, X-rays are emitted toward the subject H.
格子部１２は、第１の格子２１及び第２の格子２２を備える。第１及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線照射方向であるＺ方向に関してＸ線源１１に対向配置されている。Ｘ線源１１と第１の格子２１との間には、被検体Ｈが配置可能な間隔が設けられている。Ｘ線画像検出器１３は、例えば、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２の格子２２の背後に近接して配置されている。Ｘ線画像検出器１３の検出面１３ａは、Ｚ方向に直交している。 The lattice unit 12 includes a first lattice 21 and a second lattice 22. The first and second gratings 21 and 22 are disposed to face the X-ray source 11 in the Z direction, which is the X-ray irradiation direction. A space is provided between the X-ray source 11 and the first grating 21 so that the subject H can be arranged. The X-ray image detector 13 is, for example, a flat panel detector using a semiconductor circuit, and is disposed close to the back of the second grating 22. The detection surface 13a of the X-ray image detector 13 is orthogonal to the Z direction.
第１の格子２１は、Ｚ方向に直交する格子面内の一方向であるＹ方向に延伸された複数のＸ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂを備えた吸収型格子である。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、Ｚ方向及びＹ方向に直交するＸ方向に交互に配列されており、縞状のパターンを形成している。第２の格子２２は、第１の格子２１と同様にＹ方向に延伸され、かつＸ方向に交互に配列された複数のＸ線吸収部２２ａ及びＸ線透過部２２ｂを備えた吸収型格子である。Ｘ線吸収部２１ａ，２２ａは、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等のＸ線吸収性を有する材料により形成されている。Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂは、シリコン（Ｓｉ）や樹脂等のＸ線透過性を有する材料や空隙により形成されている。 The 1st grating | lattice 21 is an absorption type grating | lattice provided with the some X-ray absorption part 21a and X-ray transmission part 21b extended | stretched in the Y direction which is one direction in the lattice plane orthogonal to a Z direction. The X-ray absorption part 21a and the X-ray transmission part 21b are alternately arranged in the X direction orthogonal to the Z direction and the Y direction, and form a striped pattern. The second grating 22 is an absorption type grating having a plurality of X-ray absorbing portions 22 a and X-ray transmitting portions 22 b that are extended in the Y direction and alternately arranged in the X direction, like the first grating 21. is there. The X-ray absorbing portions 21a and 22a are formed of a material having X-ray absorption properties such as gold (Au) and platinum (Pt). The X-ray transmissive portions 21b and 22b are formed of a material having X-ray permeability such as silicon (Si) or resin or a gap.
第１の格子２１は、Ｘ線源１１から射出されたＸ線を部分的に通過させて第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）を生成する。第２の格子２２は、第１の格子２１により生成されたＧ１像を部分的に透過させて第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）を生成する。被検体Ｈが配置されていない場合において、Ｇ１像は、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。詳しくは後述するが、第２の格子２２に対して第１の格子２１がＺ軸周り（格子面内方向）に僅かに傾斜しており、Ｇ２像には、その傾斜角に応じた周期を有するモアレ縞が生じている。 The first grating 21 partially passes X-rays emitted from the X-ray source 11 to generate a first periodic pattern image (hereinafter referred to as G1 image). The second grating 22 partially transmits the G1 image generated by the first grating 21 to generate a second periodic pattern image (hereinafter referred to as G2 image). When the subject H is not arranged, the G1 image substantially matches the lattice pattern of the second lattice 22. As will be described in detail later, the first grating 21 is slightly inclined around the Z axis (in the lattice plane direction) with respect to the second grating 22, and the G2 image has a period corresponding to the inclination angle. The moiré fringes it has have arisen.
Ｘ線画像検出器１３は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。メモリ１４は、Ｘ線画像検出器１３から読み出された画像データを一時的に記憶する。画像処理部１５は、メモリ１４に記憶された画像データに基づいて位相微分画像を生成し、この位相微分画像に基づいて位相コントラスト画像を生成する。画像記録部１６は、位相微分画像と位相コントラスト画像とを記録する。 The X-ray image detector 13 detects the G2 image and generates image data. The memory 14 temporarily stores the image data read from the X-ray image detector 13. The image processing unit 15 generates a phase differential image based on the image data stored in the memory 14, and generates a phase contrast image based on the phase differential image. The image recording unit 16 records a phase differential image and a phase contrast image.
コンソール１８は、操作部１８ａ及びモニタ１８ｂを備えている。操作部１８ａは、キーボードやマウス等により構成され、Ｘ線源１１の管電圧、管電流、照射時間等の撮影条件の設定や、撮影実行指示等の操作入力を可能とする。 The console 18 includes an operation unit 18a and a monitor 18b. The operation unit 18a includes a keyboard, a mouse, and the like, and enables setting of imaging conditions such as tube voltage, tube current, and irradiation time of the X-ray source 11, and operation input such as an imaging execution instruction.
モニタ１８ｂは、撮影条件等の撮影情報や、画像記録部１６に記録された位相微分画像及び位相コントラスト画像の表示を行う。システム制御部１９は、操作部１８ａから入力される信号に応じて各部を統括的に制御する。 The monitor 18b displays photographing information such as photographing conditions and a phase differential image and a phase contrast image recorded in the image recording unit 16. The system control unit 19 comprehensively controls each unit according to a signal input from the operation unit 18a.
図２において、Ｘ線画像検出器１３は、周知のように、入射Ｘ線により半導体膜（図示せず）に生じた電荷を収集する画素電極３１と、画素電極３１によって収集された電荷を読み出すためのＴＦＴ（Thin Film Transistor）３２とを備えた画素部３０が２次元状に多数配列されたものである。半導体膜は、例えば、アモルファスセレンにより形成されている。 In FIG. 2, the X-ray image detector 13, as is well known, reads out the charge collected by the pixel electrode 31 that collects charges generated in the semiconductor film (not shown) by incident X-rays, and the pixel electrode 31. A plurality of pixel portions 30 each having a TFT (Thin Film Transistor) 32 are arranged in a two-dimensional manner. The semiconductor film is made of amorphous selenium, for example.
また、Ｘ線画像検出器１３は、ゲート走査線３３、走査回路３４、信号線３５、及び読み出し回路３６を備える。ゲート走査線３３は、画素部３０の行ごとに設けられている。走査回路３４は、ＴＦＴ３２をオン／オフするための走査信号を各ゲート走査線３３に付与する。信号線３５は、画素部３０の列ごとに設けられている。読み出し回路３６は、各信号線３５を介して画素部３０から電荷を読み出し、画像データに変換して出力する。各画素部３０の詳細な層構成については、例えば、特開２００２−２６３００号公報に記載された層構成と同様である。 The X-ray image detector 13 includes a gate scanning line 33, a scanning circuit 34, a signal line 35, and a readout circuit 36. The gate scanning line 33 is provided for each row of the pixel unit 30. The scanning circuit 34 applies a scanning signal for turning on / off the TFT 32 to each gate scanning line 33. The signal line 35 is provided for each column of the pixel unit 30. The readout circuit 36 reads out electric charges from the pixel unit 30 through the signal lines 35, converts them into image data, and outputs them. The detailed layer configuration of each pixel unit 30 is the same as the layer configuration described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2002-26300, for example.
読み出し回路３６は、積分アンプ、Ａ／Ｄ変換器、補正回路（いずれも図示せず）等を備える。積分アンプは、各画素部３０から信号線３５を介して出力された電荷を積分して画像信号を生成する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより生成された画像信号を、デジタル形式の画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、リニアリティ補正等を行う。この補正後の画像データがメモリ１４に記憶される。 The readout circuit 36 includes an integration amplifier, an A / D converter, a correction circuit (none of which is shown), and the like. The integrating amplifier integrates the charges output from each pixel unit 30 via the signal line 35 to generate an image signal. The A / D converter converts the image signal generated by the integrating amplifier into digital image data. The correction circuit performs dark current correction, gain correction, linearity correction, and the like on the image data. The corrected image data is stored in the memory 14.
Ｘ線画像検出器１３は、入射Ｘ線を半導体膜で直接電荷に変換する直接変換型に限られず、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）やガドリウムオキシサルファイド（ＧＯＳ）等のシンチレータで入射Ｘ線を可視光に変換し、可視光をフォトダイオードで電荷に変換する間接変換型であってもよい。さらに、Ｘ線画像検出器１３を、シンチレータとＣＭＯＳセンサを組み合わせて構成してもよい。 The X-ray image detector 13 is not limited to the direct conversion type in which incident X-rays are directly converted into electric charges with a semiconductor film, and the incident X-rays are visible with a scintillator such as cesium iodide (CsI) or gadolinium oxysulfide (GOS). It may be an indirect conversion type that converts light into light and converts visible light into electric charge with a photodiode. Further, the X-ray image detector 13 may be configured by combining a scintillator and a CMOS sensor.
図３において、Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、Ｘ線焦点１１ａを発光点としたコーンビームである。第１の格子２１は、タルボ効果が生じず、Ｘ線透過部２１ｂを通過したＸ線をほぼ幾何光学的に投影するように構成される。具体的には、Ｘ方向へのＸ線透過部２１ｂの幅を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の実効波長より十分大きな値とし、Ｘ線の大部分がＸ線透過部２１ｂで回折しないようにすることで実現される。Ｘ線源１１の回転陽極としてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線の実効波長は約０．４Åである。この場合には、Ｘ線透過部２１ｂの幅を１〜１０μｍ程度とすればよい。 In FIG. 3, X-rays radiated from the X-ray source 11 are cone beams having the X-ray focal point 11a as a light emission point. The first grating 21 is configured so as not to cause the Talbot effect and to project the X-rays that have passed through the X-ray transmission part 21b substantially geometrically. Specifically, the width of the X-ray transmission part 21b in the X direction is set to a value sufficiently larger than the effective wavelength of X-rays irradiated from the X-ray source 11, and most of the X-rays are diffracted by the X-ray transmission part 21b. It is realized by not doing. When tungsten is used as the rotating anode of the X-ray source 11 and the tube voltage is 50 kV, the effective wavelength of X-rays is about 0.4 mm. In this case, the width of the X-ray transmission part 21b may be about 1 to 10 μm.
これにより、Ｇ１像は、第１の格子２１からＺ方向下流への距離に依らず、常に第１の格子２１の自己像となる。Ｇ１像は、Ｘ線焦点１１ａからＺ方向下流への距離に比例して拡大される。 As a result, the G1 image is always a self-image of the first grating 21 regardless of the distance from the first grating 21 downstream in the Z direction. The G1 image is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 11a to the downstream in the Z direction.
第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、前述のように、第２の格子２２の格子パターンが第２の格子２２の位置におけるＧ１像に一致するように設定されている。具体的には、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、第１の格子２１の格子ピッチｐ１、Ｘ線焦点１１ａと第１の格子２１との間の距離Ｌ１、第１の格子２１と第２の格子２２との間の距離Ｌ２と、下式（１）をほぼ満たすように設定されている。 As described above, the grating pitch p 2 of the second grating 22 is set so that the grating pattern of the second grating 22 matches the G1 image at the position of the second grating 22. Specifically, the grating pitch p 2 of the second grating 22, the distance L 1 between the grating pitch p 1, X-ray focal point 11a and the first grating 21 of the first grating 21, the first grating 21 and the distance L 2 between the second grating 22, is set following equation (1) so as to satisfy substantially.
Ｇ１像は、被検体ＨでＸ線に位相変化が生じて屈折することにより変調される。この変調量には、被検体ＨでのＸ線の屈折角φ（ｘ）が反映される。同図には、被検体ＨでのＸ線の位相変化を表す位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折するＸ線の経路が例示されている。符号Ｘ１は、被検体Ｈが存在しない場合にＸ線が直進する経路を示し、符号Ｘ２は、被検体Ｈにより屈折したＸ線の経路を示している。 The G1 image is modulated by being refracted by a phase change in the X-ray at the subject H. This modulation amount reflects the X-ray refraction angle φ (x) of the subject H. The figure illustrates an X-ray path that is refracted in accordance with a phase shift distribution Φ (x) representing a phase change of the X-ray in the subject H. Reference numeral X1 indicates a path along which the X-ray goes straight when the subject H does not exist, and reference numeral X2 indicates an X-ray path refracted by the subject H.
位相シフト分布Φ（ｘ）は、Ｘ線の波長をλ、被検体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）として、下式（２）で表される。 The phase shift distribution Φ (x) is expressed by the following equation (2), where X-ray wavelength is λ and the refractive index distribution of the subject H is n (x, z).
屈折角φ（ｘ）は、位相シフト分布Φ（ｘ）と、下式（３）の関係にある。 The refraction angle φ (x) is in the relationship of the phase shift distribution Φ (x) and the following equation (3).
第２の格子２２の位置において、Ｘ線は、屈折角φ（ｘ）に応じた量だけＸ方向に変位する。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φ（ｘ）が微小であることに基づいて、近似的に下式（４）で表される。 At the position of the second grating 22, the X-ray is displaced in the X direction by an amount corresponding to the refraction angle φ (x). This displacement amount Δx is approximately expressed by the following equation (4) based on the fact that the X-ray refraction angle φ (x) is very small.
このように、変位量Δｘは、位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に比例する。そして、変位量Δｘは、後述する強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）（被検体Ｈがある場合とない場合とでの強度変調信号の位相ズレ量）と、下式（５）に示すように関連している。 Thus, the displacement amount Δx is proportional to the differential value of the phase shift distribution Φ (x). The displacement amount Δx is expressed by a phase shift amount ψ (x) of the intensity modulation signal (phase shift amount of the intensity modulation signal with and without the subject H), which will be described later, and the following equation (5). Are related.
上式（３）〜（５）から、強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）を求めることにより、位相微分画像が得られることが分かる。なお、位相ズレ量ψ（ｘ）に定数を乗じたり加算したりしたものを位相微分画像と定義してもよい。 From the above equations (3) to (5), it is understood that a phase differential image can be obtained by obtaining the phase shift amount ψ (x) of the intensity modulation signal. A phase differential image may be defined by multiplying or adding a constant to the phase shift amount ψ (x).
図４において、Ｇ１像が第２の格子２２に対してＺ軸周りに僅かに傾斜するように、第１の格子２１は、第２の格子２２に対してＺ軸周りに角度θだけ傾斜して配置される。この配置により、Ｇ２像には、Ｙ方向に下式（６）で表される周期Ｔ（以下、モアレ周期Ｔという）を有するモアレ縞ＭＳが生じる。 In FIG. 4, the first grating 21 is inclined with respect to the second grating 22 by an angle θ around the Z axis so that the G1 image is slightly inclined with respect to the second grating 22 around the Z axis. Arranged. With this arrangement, a moiré fringe MS having a period T (hereinafter referred to as a moiré period T) represented by the following expression (6) is generated in the G2 image.
Ｘ線画像検出器１３の画素部３０のＸ方向の大きさをＤｘ（以下、主画素サイズＤｘという）、Ｙ方向の大きさをＤｙ（以下、副画素サイズＤｙという）とする。第２の格子２２の傾斜角θは、モアレ周期Ｔが副画素サイズＤｙのほぼ整数倍となるように設定されている。主画素サイズＤｘは、副画素サイズＤｙとほぼ同一とする。 The size in the X direction of the pixel portion 30 of the X-ray image detector 13 is assumed to be Dx (hereinafter referred to as a main pixel size Dx), and the size in the Y direction is referred to as Dy (hereinafter referred to as a subpixel size Dy). The inclination angle θ of the second grating 22 is set so that the moire period T is substantially an integral multiple of the sub-pixel size Dy. The main pixel size Dx is substantially the same as the subpixel size Dy.
図５において、Ｙ方向に沿って並ぶＭ個の画素部３０を１グループＧｒ（ｘ，ｎ）とする。ここで、Ｍ，ｎは、正の整数である。ｎは、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の先頭の画素部３０のｙ座標を表している。本実施形態では、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍを、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数ν（図４の例では、ν＝５）と同一とする。 In FIG. 5, M pixel units 30 arranged along the Y direction are defined as one group Gr (x, n). Here, M and n are positive integers. n represents the y coordinate of the first pixel unit 30 in one group Gr (x, n). In the present embodiment, the number of pixels M in one group Gr (x, n) is made equal to the number of pixels ν (ν = 5 in the example of FIG. 4) included in one moire cycle T.
Ｉ（ｘ，ｙ）は、座標ｘ，ｙの画素部３０の画素値を示している。各画素値Ｉ（ｘ，ｙ）は、メモリ１３に記憶された画像データから取得される。１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素値Ｉ（ｘ，ｎ）〜Ｉ（ｘ，ｎ＋Ｍ−１）は、図６に示すように、１周期分の強度変調信号を構成する。これは、１モアレ周期Ｔ内における画素部３０のｙ座標に応じて、Ｇ１像と第２の格子２２とのＸ方向への重なり度合いが異なり、強度変調量が変化することによる。したがって、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素値Ｉ（ｘ，ｎ）〜Ｉ（ｘ，ｎ＋Ｍ−１）が構成する強度変調信号は、従来の縞走査法において、第１または第２の格子を、その格子方向にほぼ垂直な方向（Ｘ方向）に間欠移動させながら取得した１周期分の強度変調信号に相当する。 I (x, y) indicates the pixel value of the pixel unit 30 at the coordinates x and y. Each pixel value I (x, y) is acquired from the image data stored in the memory 13. Pixel values I (x, n) to I (x, n + M−1) in one group Gr (x, n) constitute an intensity-modulated signal for one period as shown in FIG. This is because the degree of overlap between the G1 image and the second grating 22 in the X direction differs depending on the y coordinate of the pixel unit 30 within one moire period T, and the intensity modulation amount changes. Therefore, the intensity modulation signal formed by the pixel values I (x, n) to I (x, n + M−1) in one group Gr (x, n) is the first or second in the conventional fringe scanning method. This corresponds to an intensity modulation signal for one period acquired while intermittently moving the grating in a direction (X direction) substantially perpendicular to the grating direction.
同図において、ψ（ｘ，ｎ）は、被検体Ｈが配置されていない場合の強度変調信号（破線）に対する被検体Ｈが配置された場合の強度変調信号（実線）の位相ズレ量を示している。 In the figure, ψ (x, n) indicates the phase shift amount of the intensity modulation signal (solid line) when the object H is arranged with respect to the intensity modulation signal (dashed line) when the object H is not arranged. ing.
図７において、画像処理部１５は、異常画素値判定部４０、グループ設定部４１、異常画素値除去部４２、位相微分画像生成部４３、位相コントラスト画像生成部４４、及び正常画素値計数部４５を有する。異常画素値判定部４０は、メモリ１４に記憶された画像データの各画素値Ｉ（ｘ，ｙ）が異常画素値であるか否かを判定する。 In FIG. 7, the image processing unit 15 includes an abnormal pixel value determination unit 40, a group setting unit 41, an abnormal pixel value removal unit 42, a phase differential image generation unit 43, a phase contrast image generation unit 44, and a normal pixel value counting unit 45. Have The abnormal pixel value determination unit 40 determines whether each pixel value I (x, y) of the image data stored in the memory 14 is an abnormal pixel value.
具体的には、異常画素値判定部４０は、図８に示すように、正常な強度変調信号が取り得る所定範囲（下限ＩＭＩＮ〜上限ＩＭＡＸ）に含まれる画素値Ｉ（ｘ，ｙ）を正常画素値と判定し、それ以外の画素値Ｉ（ｘ，ｙ）を異常画素値と判定する。同図では、画素値Ｉ（ｘ，ｎ＋１）は、静電気放電等の影響で上限ＩＭＡＸを超えているため、異常画素値と判定される。 Specifically, as shown in FIG. 8, the abnormal pixel value determination unit 40 includes pixel values I (x, y) included in a predetermined range (lower limit I MIN to upper limit I MAX ) that a normal intensity modulation signal can take. Are determined as normal pixel values, and other pixel values I (x, y) are determined as abnormal pixel values. In the figure, since the pixel value I (x, n + 1) exceeds the upper limit I MAX due to the influence of electrostatic discharge or the like, it is determined as an abnormal pixel value.
グループ設定部４１は、図９に示すように、Ｘ方向に並ぶ画素部３０の各列について、グループＧｒ（ｘ，ｎ）の先頭の画素部３０をＹ方向に１つずつ変更しながら（ｎを１ずつ変更しながら）、設定可能な最終グループに達するまで、グループＧｒ（ｘ，ｎ）を順に設定する。異常画素値除去部４２は、異常画素値判定部４０の判定結果に基づき、各グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素値から異常画素値を除去する。 As shown in FIG. 9, the group setting unit 41 changes the first pixel unit 30 of the group Gr (x, n) one by one in the Y direction for each column of the pixel units 30 arranged in the X direction (n The group Gr (x, n) is sequentially set until the last settable group is reached. The abnormal pixel value removing unit 42 removes abnormal pixel values from the pixel values in each group Gr (x, n) based on the determination result of the abnormal pixel value determining unit 40.
位相微分画像生成部４３は、異常画素値が除去された各グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のみを用いて強度変調信号を構成し、各強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）を算出することにより位相微分画像を生成する。具体的には、位相微分画像生成部４３は、縞走査法と同様な方法により位相微分画像を生成する。この方法は、例えば、「応用光学 光計測入門 谷田貝豊彦著 丸善株式会社 １３６〜１３８頁」により知られている。 The phase differential image generation unit 43 configures an intensity modulation signal using only normal pixel values in each group Gr (x, n) from which abnormal pixel values have been removed, and a phase shift amount ψ (x , N) to generate a phase differential image. Specifically, the phase differential image generation unit 43 generates a phase differential image by a method similar to the fringe scanning method. This method is known, for example, from “Introduction to Applied Optical Measurement” by Toyohiko Yadagai, Maruzen Co., pp. 136-138
位相微分画像生成部４３は、下記の連立方程式（７）〜（９）を演算し、演算結果を次式（１０）に適用することにより、位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）を算出する。 The phase differential image generation unit 43 calculates the following simultaneous equations (7) to (9), and calculates the phase shift amount ψ (x, n) by applying the calculation result to the following equation (10).
ここで、参照位相δｋは、下式（１１）で表される。 Here, the reference phase δ k is expressed by the following equation (11).
なお、位相微分画像生成部４３は、連立方程式（７）〜（９）において、各左辺の和から異常画素値に対応する走査位置ｋの項を除外して演算を行う。ここで、異常画素値に対応する走査位置ｋの項が除外されることにより、参照位相δｋは非等間隔となる。例えば、図８で示したように、画素値Ｉ（ｘ，ｎ＋１）が異常画素値である場合には、ｋ＝１の項が連立方程式（７）〜（９）の各左辺の和から除外され、非等間隔の参照位相δ０，δ２〜δＭ−１に対応する正常画素値Ｉ（ｘ，ｎ），Ｉ（ｘ，ｎ＋２）〜Ｉ（ｘ，ｎ＋Ｍ−１）を用いて演算が行われる。これは、同図に示すように、正常画素値Ｉ（ｘ，ｎ），Ｉ（ｘ，ｎ＋２）〜Ｉ（ｘ，ｎ＋Ｍ−１）のみを正弦波でフィッティングし、このフィッティング波形の位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）を算出することに相当する。 Note that the phase differential image generation unit 43 performs the calculation in the simultaneous equations (7) to (9) by excluding the term of the scanning position k corresponding to the abnormal pixel value from the sum of the left sides. Here, the term of the scanning position k corresponding to the abnormal pixel value is excluded, so that the reference phase δ k becomes unequal. For example, as shown in FIG. 8, when the pixel value I (x, n + 1) is an abnormal pixel value, the k = 1 term is excluded from the sum of the left sides of the simultaneous equations (7) to (9). Is calculated using normal pixel values I (x, n), I (x, n + 2) to I (x, n + M-1) corresponding to the non-equally spaced reference phases δ 0 , δ 2 to δM −1. Is done. This is because, as shown in the figure, only normal pixel values I (x, n), I (x, n + 2) to I (x, n + M−1) are fitted with sine waves, and the phase shift amount of this fitting waveform This corresponds to calculating ψ (x, n).
位相コントラスト画像生成部４４は、位相微分画像生成部４３により生成された位相微分画像をＸ方向に沿って積分処理することにより、位相シフト分布を表す位相コントラスト画像を生成する。 The phase contrast image generation unit 44 generates a phase contrast image representing the phase shift distribution by integrating the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 43 along the X direction.
正常画素値計数部４５は、異常画素値判定部４０により判定された異常画素値以外の正常画素値の数を、各グループＧｒ（ｘ，ｎ）ごとにカウントする。システム制御部１９は、正常画素値のカウント数Ｃが所定の基準値Ｓ（例えば３）より少ないグループＧｒ（ｘ，ｎ）が存在するか否かを判定する。カウント数Ｃが基準値Ｓより少ないグループＧｒ（ｘ，ｎ）が存在する場合には、そのグループＧｒ（ｘ，ｎ）に対応する強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）が精度よく算出されないため、システム制御部１９は、モニタ１８ｂを制御して、異常が生じている旨のエラーメッセージの表示（エラー報知）を行う。ここで、システム制御部１９及びモニタ１８ｂがエラー報知部を構成する。なお、このエラー報知を、音声やランプの点灯等により行ってもよい。 The normal pixel value counting unit 45 counts the number of normal pixel values other than the abnormal pixel value determined by the abnormal pixel value determination unit 40 for each group Gr (x, n). The system control unit 19 determines whether or not there is a group Gr (x, n) in which the normal pixel value count C is smaller than a predetermined reference value S (for example, 3). When there is a group Gr (x, n) in which the count number C is smaller than the reference value S, the phase shift amount ψ (x, n) of the intensity modulation signal corresponding to the group Gr (x, n) is accurate. Since it is not calculated, the system control unit 19 controls the monitor 18b to display an error message indicating that an abnormality has occurred (error notification). Here, the system control unit 19 and the monitor 18b constitute an error notification unit. Note that this error notification may be performed by voice or lighting of a lamp.
なお、上記の連立方程式（７）〜（９）でパラメータがａ０，ａ１，ａ２の３個であることから分かるように、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出には、正常画素値の数が最低３個必要である。このため、基準値Ｓを“３”とすることが好ましい。また、いわゆるサンプリング定理を満たすためには、正常画素値の数は、最低４個必要であるため、より厳しく、基準値Ｓを“４”とすることも好ましい。 As can be seen from the fact that there are three parameters a 0 , a 1 , and a 2 in the simultaneous equations (7) to (9), the calculation of the phase shift amount ψ (x, y) is normal. At least three pixel values are required. For this reason, it is preferable to set the reference value S to “3”. Further, in order to satisfy the so-called sampling theorem, the number of normal pixel values needs to be at least four. Therefore, it is preferable to set the reference value S to “4” more strictly.
次に、図１０に示すフローチャートに沿ってＸ線撮影装置１０の作用を説明する。被検体Ｈが配置され、操作部１８ａにより撮影指示がなされると（ステップＳ１０でＹＥＳ）、Ｘ線源１１によりＸ線が放射され、被検体Ｈ、第１及び第２の格子２１，２２を介して生成されたＧ２像がＸ線画像検出器１３により検出され画像データが生成される（ステップＳ１１）。 Next, the operation of the X-ray imaging apparatus 10 will be described along the flowchart shown in FIG. When the subject H is placed and an imaging instruction is given by the operation unit 18a (YES in step S10), X-rays are emitted from the X-ray source 11, and the subject H, the first and second gratings 21 and 22 are passed through. The G2 image generated via the X-ray image detector 13 is detected and image data is generated (step S11).
メモリ１４に画像データが格納されると、異常画素値判定部４０により、画像データの各画素値Ｉ（ｘ，ｙ）が異常画素値であるか否かが判定される（ステップＳ１２）。この判定が終了すると、グループ設定部４１により、グループＧｒ（ｘ，ｎ）が設定され（ステップＳ１３）、このグループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値の数が正常画素値計数部４５によりカウントされる（ステップＳ１４）。 When the image data is stored in the memory 14, the abnormal pixel value determination unit 40 determines whether each pixel value I (x, y) of the image data is an abnormal pixel value (step S12). When this determination is completed, the group setting unit 41 sets the group Gr (x, n) (step S13), and the normal pixel value counting unit 45 determines the number of normal pixel values in the group Gr (x, n). It is counted (step S14).
システム制御部１９により、グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のカウント数Ｃが所定の基準値Ｓより少ないか否かが判定され（ステップＳ１５）、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ない場合には（ステップＳ１５でＹＥＳ）、モニタ１８にエラーメッセージの表示が行われる（ステップＳ１６）。この場合には、位相微分画像及び位相コントラスト画像の生成が行われずに動作が終了する。 The system control unit 19 determines whether or not the count number C of normal pixel values in the group Gr (x, n) is smaller than a predetermined reference value S (step S15), and the count number C is smaller than the reference value S. In this case (YES in step S15), an error message is displayed on the monitor 18 (step S16). In this case, the operation ends without generating the phase differential image and the phase contrast image.
一方、カウント数Ｃが基準値Ｓ以上の場合には（ステップＳ１５でＮＯ）、異常画素除去部４２によりグループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素値から異常画素値が除去される（ステップＳ１７）。そして、位相微分画像生成部４２により、異常画素値が除去された各グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のみを用いて強度変調信号が構成され、その位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）が算出される（ステップＳ１８）。 On the other hand, when the count number C is greater than or equal to the reference value S (NO in step S15), the abnormal pixel value is removed from the pixel values in the group Gr (x, n) by the abnormal pixel removing unit 42 (step S17). . Then, the phase differential image generation unit 42 configures an intensity modulation signal using only normal pixel values in each group Gr (x, n) from which abnormal pixel values have been removed, and the phase shift amount ψ (x, n) ) Is calculated (step S18).
ステップＳ１３で設定したグループＧｒ（ｘ，ｎ）が最終グループであるか否かが判定され（ステップＳ１９）、最終グループでない場合には（ステップＳ１９でＮＯ）、グループ設定部４１により、グループＧｒ（ｘ，ｎ）の先頭の座標をＹ方向に１画素分変更され（ステップＳ２０）、新たなグループＧｒ（ｘ，ｎ）が設定される（ステップＳ１３）。なお、ステップＳ２０において、グループＧｒ（ｘ，ｎ）をＹ方向に変更し、Ｙ方向に関して設定可能な最終グループに達した場合には、Ｘ方向に隣接する画素列について同様にグループＧｒ（ｘ，ｎ）が設定される。 It is determined whether or not the group Gr (x, n) set in step S13 is the final group (step S19). If it is not the final group (NO in step S19), the group setting unit 41 causes the group Gr ( The first coordinate of x, n) is changed by one pixel in the Y direction (step S20), and a new group Gr (x, n) is set (step S13). In step S20, when the group Gr (x, n) is changed in the Y direction and the final group that can be set in the Y direction is reached, the group Gr (x, n) is similarly applied to pixel columns adjacent in the X direction. n) is set.
このように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）が変更されながら、ステップＳ１３〜Ｓ１９が繰り返し実行される。そして、グループＧｒ（ｘ，ｎ）が最終グループに達した場合には（ステップＳ１９でＹＥＳ）、１画面分の位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）の算出結果により位相微分画像が生成される（ステップＳ２１）。 As described above, steps S13 to S19 are repeatedly executed while the group Gr (x, n) is changed. When the group Gr (x, n) reaches the final group (YES in step S19), a phase differential image is generated based on the calculation result of the phase shift amount ψ (x, n) for one screen ( Step S21).
そして、位相コントラスト画像生成部４４により、位相微分画像に対して積分処理が行われて、位相コントラスト画像が生成される（ステップＳ２２）。モニタ１８ｂには、位相微分画像及び位相コントラスト画像が画像表示される（ステップＳ２３）。このように、画像データから異常画素値が除去されたうえで、位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）が算出されるため、異常画素値が生じた場合でも、精度よく位相微分画像及び位相コントラスト画像が生成される。 Then, the phase contrast image generation unit 44 performs an integration process on the phase differential image to generate a phase contrast image (step S22). A phase differential image and a phase contrast image are displayed on the monitor 18b (step S23). As described above, the abnormal pixel value is removed from the image data, and the phase shift amount ψ (x, n) is calculated. Therefore, even when the abnormal pixel value is generated, the phase differential image and the phase contrast image are accurately obtained. Is generated.
なお、上記実施形態では、図５に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍを、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νと同一としているが、図１１に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍを、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νのＮ倍（ここで、Ｎは２以上の整数）と同一としてもよい。 In the above embodiment, as shown in FIG. 5, the number of pixels M in one group Gr (x, n) is the same as the number of pixels ν included in one moire period T, but as shown in FIG. In addition, the number of pixels M in one group Gr (x, n) may be the same as N times the number of pixels ν included in one moire period T (where N is an integer of 2 or more).
また、図１２に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍは、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νまたはそのＮ倍と一致しなくてもよい。さらに、図１３に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍは、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νより少なくてもよい。 Further, as shown in FIG. 12, the number M of pixels in one group Gr (x, n) may not coincide with the number of pixels ν included in one moire period T or N times the number. Furthermore, as shown in FIG. 13, the number of pixels M in one group Gr (x, n) may be smaller than the number of pixels ν included in one moire period T.
また、上記実施形態では、グループ設定部４１は、図９に示すように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）をＹ方向に１画素ずつ変更しているが、グループＧｒ（ｘ，ｎ）を、Ｙ方向に２以上の画素数を単位として変更してもよい。この場合には、グループ設定部４１は、図１４に示すように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）を、グループＧｒ（ｘ，ｎ）に含まれる画素数（Ｍ個）ずつ変更することが好ましい。画素部３０のサイズを、Ｄｘ＝Ｍ×Ｄｙの関係を満たすようにＸ線画像検出器１３を構成することで、位相微分画像及び位相コントラスト画像のＸ方向及びＹ方向への解像度がほぼ均一化される。 In the above embodiment, the group setting unit 41 changes the group Gr (x, n) one pixel at a time in the Y direction as shown in FIG. 9, but the group Gr (x, n) is changed to Y The direction may be changed in units of two or more pixels. In this case, as shown in FIG. 14, the group setting unit 41 preferably changes the group Gr (x, n) by the number of pixels (M) included in the group Gr (x, n). By configuring the X-ray image detector 13 so that the size of the pixel unit 30 satisfies the relationship of Dx = M × Dy, the resolution in the X direction and the Y direction of the phase differential image and the phase contrast image is substantially uniform. Is done.
また、上記実施形態では、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向をＹ方向とし、これに対して第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向を角度θだけ傾斜させているが、逆に、第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向をＹ方向とし、これに対して第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向を角度θだけ傾斜させてもよい。さらには、ｙ方向に対して、第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向と、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向とを逆方向に傾斜させ、両者が角度θをなすようにしてもよい。 Moreover, in the said embodiment, the extending | stretching direction of the X-ray absorption part 22a of the 2nd grating | lattice 22 is made into a Y direction, and the extending | stretching direction of the X-ray absorption part 21a of the 1st grating | lattice 21 is made to incline by angle (theta) with respect to this. However, conversely, the extending direction of the X-ray absorbing portion 21a of the first grating 21 is defined as the Y direction, and the extending direction of the X-ray absorbing portion 22a of the second grating 22 is inclined by an angle θ. May be. Furthermore, the extending direction of the X-ray absorbing portion 21a of the first grating 21 and the extending direction of the X-ray absorbing portion 22a of the second grating 22 are inclined in the opposite direction with respect to the y direction, and both are angled. You may make it make (theta).
また、上記実施形態では、異常画素値判定部４０は、正常な強度変調信号が取り得る所定範囲（下限ＩＭＩＮ〜上限ＩＭＡＸ）に画素値Ｉ（ｘ，ｙ）が含まれるか否かに基づいて異常画素値を判定しているが、図１５に示すように、判定対象の画素部３０の画素値Ｉ（ｘ，ｊ）が、それに隣接する画素部３０の画素値Ｉ（ｘ，ｊ−１），Ｉ（ｘ，ｊ＋１）から推定される範囲Ｗに含まれるか否かに基づいて異常画素値を判定してもよい。同図の場合には、画素値Ｉ（ｘ，ｊ）は、範囲Ｗに含まれないため、異常画素値と判定される。 In the above embodiment, the abnormal pixel value determination unit 40 determines whether or not the pixel value I (x, y) is included in a predetermined range (lower limit I MIN to upper limit I MAX ) that a normal intensity modulation signal can take. The abnormal pixel value is determined based on the pixel value I (x, j) of the pixel unit 30 to be determined as the pixel value I (x, j of the adjacent pixel unit 30 as shown in FIG. -1), an abnormal pixel value may be determined based on whether or not it is included in a range W estimated from I (x, j + 1). In the case of the figure, since the pixel value I (x, j) is not included in the range W, it is determined as an abnormal pixel value.
また、上記実施形態では、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ない場合に、位相微分画像及び位相コントラスト画像の生成が行わずに動作を終了しているが、この終了動作を行わずに位相微分画像及び位相コントラスト画像の生成を行い、これらを画像表示するとともにエラー報知を行ってもよい。この場合、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ないグループについては、該グループの強度変調信号の位相ズレ量を算出せずに位相微分画像を生成した後、該グループに対応する画素を周辺画素の画素値を用いて補間すればよい。 In the above embodiment, when the count number C is smaller than the reference value S, the operation is terminated without generating the phase differential image and the phase contrast image. However, the phase differential image is not performed without performing the end operation. In addition, a phase contrast image may be generated and displayed as an error notification. In this case, for a group in which the count number C is smaller than the reference value S, a phase differential image is generated without calculating the phase shift amount of the intensity modulation signal of the group, and then the pixel corresponding to the group is set as the pixel of the peripheral pixel. What is necessary is just to interpolate using a value.
また、上記実施形態では、Ｘ線画像検出器１３は、第２の格子２２の背後に近接して配置され、第２の格子２２により生成されるＧ２像をほぼ等倍率で検出しているが、Ｘ線画像検出器１３と第２の格子２２との間に間隔を設けてもよい。Ｘ線画像検出器１３と第２の格子２２とのＺ方向への間隔をＬ３とすると、下式（１２）の倍率Ｒで拡大されたＧ２像がＸ線画像検出器１３により検出される。 In the above-described embodiment, the X-ray image detector 13 is disposed close to the back of the second grating 22 and detects the G2 image generated by the second grating 22 at substantially the same magnification. A space may be provided between the X-ray image detector 13 and the second grating 22. When an X-ray image detector 13 spacing in the Z direction between the second grid 22 and L 3, G2 image is enlarged at a magnification R of the formula (12) is detected by the X-ray image detector 13 .
この場合には、Ｘ線画像検出器１３により検出されるモアレ縞の周期Ｔ’は、上式（６）で表されるモアレ周期ＴのＲ倍（すなわちＴ’＝ＲＴ）となる。このため、モアレ周期Ｔ’に基づいて、同様にグループＧｒ（ｘ，ｎ）の設定を行えばよい。 In this case, the moire fringe period T ′ detected by the X-ray image detector 13 is R times the moire period T expressed by the above equation (6) (that is, T ′ = RT). For this reason, the group Gr (x, n) may be similarly set based on the moire cycle T ′.
（第２実施形態）
上記実施形態では、異常画素値判定部４０は、画素部３０が製造起因等でＸ線画像検出器１３に生じた画素欠陥を有するか否かに関わらず画素値の判定を行なっているが、画素欠陥を有する画素部３０の画素値は異常画素値と判定される可能性が高いため、異常画素値判定部４０で異常画素値の判定を行う前に、予め該画素値を異常画素値と判別しておいてもよい。
(Second Embodiment)
In the above embodiment, the abnormal pixel value determination unit 40 determines the pixel value regardless of whether or not the pixel unit 30 has a pixel defect generated in the X-ray image detector 13 due to manufacturing or the like. Since the pixel value of the pixel unit 30 having a pixel defect is highly likely to be determined as an abnormal pixel value, before the abnormal pixel value determination unit 40 determines the abnormal pixel value, the pixel value is set in advance as an abnormal pixel value. It may be determined.
本実施形態では、図１６に示すように、画素欠陥情報記憶部５１が付加された画像処理部５０を用いる。画素欠陥情報記憶部５１には、Ｘ線画像検出器１３の製造時の検査工程で得られた画素欠陥情報が記憶されている。 In the present embodiment, as shown in FIG. 16, an image processing unit 50 to which a pixel defect information storage unit 51 is added is used. The pixel defect information storage unit 51 stores pixel defect information obtained in the inspection process at the time of manufacturing the X-ray image detector 13.
異常画素値判定部４０は、画素欠陥情報記憶部５１に記憶された画素欠陥情報に基づき、画素欠陥を有する画素部３０の画素値を予め異常画素値と判別しておく。異常画素値判定部４０は、メモリ１４に記憶された画像データの各画素値Ｉ（ｘ，ｙ）の判定を行う際に、画素欠陥情報に基づいて異常画素値と判別した画素値Ｉ（ｘ，ｙ）を除外する。本実施形態のＸ線撮影装置のその他の構成は、第１実施形態と同一であるため、各部の説明は省略する。 The abnormal pixel value determination unit 40 determines in advance the pixel value of the pixel unit 30 having a pixel defect as an abnormal pixel value based on the pixel defect information stored in the pixel defect information storage unit 51. The abnormal pixel value determination unit 40 determines the pixel value I (x, y) based on the pixel defect information when determining each pixel value I (x, y) of the image data stored in the memory 14. , Y). Since the other configuration of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment is the same as that of the first embodiment, description of each part is omitted.
図１７に、本実施形態のＸ線撮影装置の作用を説明するフローチャートを示す。本実施形態のＸ線撮影装置では、異常画素値判定部４０が所定の判定基準（下限ＩＭＩＮ及び上限ＩＭＡＸ）に基づく正常画素値及び異常画素値の判定（ステップＳ３３）が行われる前に、画素欠陥情報に基づいて異常画素値の判別（ステップＳ３２）が行われる。これ以外のステップＳ３０，Ｓ３１，Ｓ３４〜４４は、第１実施形態の各ステップと同一であるため、説明は省略する。 FIG. 17 shows a flowchart for explaining the operation of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment. In the X-ray imaging apparatus of the present embodiment, before the abnormal pixel value determination unit 40 performs the determination of the normal pixel value and the abnormal pixel value (step S33) based on predetermined determination criteria (lower limit I MIN and upper limit I MAX ). Then, an abnormal pixel value is determined based on the pixel defect information (step S32). Since other steps S30, S31, and S34 to 44 are the same as the respective steps of the first embodiment, description thereof is omitted.
本実施形態によれば、画素欠陥情報に基づく異常画素値を事前に判別するため、異常画素値判定部４０による判定動作が軽減され、高速化する。 According to the present embodiment, abnormal pixel values based on pixel defect information are determined in advance, so that the determination operation by the abnormal pixel value determination unit 40 is reduced and speeded up.
（第３実施形態）
上記実施形態では、グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のカウント数Ｃが所定の基準値Ｓより少ない場合に、そのまま動作を終了するか、または位相微分画像及び位相コントラスト画像の生成を行っている。カウント数Ｃが基準値Ｓより少ないグループＧｒ（ｘ，ｎ）が存在する場合には、位相微分画像及び位相コントラスト画像の生成を行ったとしても、その部分で画質が劣化してしまう。そこで、本実施形態では、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ないグループＧｒ（ｘ，ｎ）を、カウント数Ｃが基準値Ｓ以上となるように拡大することで、画質の劣化を防止する。
(Third embodiment)
In the above embodiment, when the count C of the normal pixel values in the group Gr (x, n) is smaller than the predetermined reference value S, the operation is ended as it is or the generation of the phase differential image and the phase contrast image is performed. Is going. When there is a group Gr (x, n) having a count number C smaller than the reference value S, even if a phase differential image and a phase contrast image are generated, the image quality deteriorates at that portion. Therefore, in the present embodiment, the group Gr (x, n) having a count number C smaller than the reference value S is expanded so that the count number C is equal to or greater than the reference value S, thereby preventing image quality deterioration.
本実施形態では、図１８に示すように、グループ再設定部６１が付加された画像処理部６０を用いる。グループ再設定部６１は、画素値計数部４５によるグループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のカウント数Ｃが基準値Ｓより少ない場合に、そのグループＧｒ（ｘ，ｎ）の領域を、Ｙ方向正側または負側、若しくは正側及び負側に拡大し、カウント数Ｃが基準値Ｓ以上となるように再設定する。 In the present embodiment, as shown in FIG. 18, an image processing unit 60 to which a group resetting unit 61 is added is used. When the number C of normal pixel values in the group Gr (x, n) by the pixel value counting unit 45 is smaller than the reference value S, the group resetting unit 61 determines the area of the group Gr (x, n) The image is enlarged in the Y direction positive side or negative side, or positive side and negative side, and reset so that the count number C is equal to or greater than the reference value S.
例えば、基準値Ｓが４で、グループＧｒ（ｘ，ｎ）に含まれる画素部３０の数が５の場合に、そのグループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のカウント数Ｃが２であった場合には、グループ再設定部６１は、このグループＧｒ（ｘ，ｎ）外から２個の正常画素値を追加するようにグループＧｒ（ｘ，ｎ）を再設定する。 For example, when the reference value S is 4 and the number of pixel units 30 included in the group Gr (x, n) is 5, the count C of normal pixel values in the group Gr (x, n) is 2. If there is, the group resetting unit 61 resets the group Gr (x, n) so as to add two normal pixel values from outside this group Gr (x, n).
例えば、図１９に示すように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）内のＹ方向正側に連続する３個の画素部３０の画素値が異常画素値である場合には、グループ再設定部６１は、グループＧｒ（ｘ，ｎ）外でＹ方向正側に位置する２個の正常画素値を追加するようにグループＧｒ（ｘ，ｎ）を再設定する。これにより、再設定後のグループＧｒ（ｘ，ｎ）は、その中心を基準として、Ｙ方向正側及び負側で正常画素値を有する画素部３０の数が同数に保たれる。 For example, as shown in FIG. 19, when the pixel values of the three pixel units 30 consecutive on the positive side in the Y direction in the group Gr (x, n) are abnormal pixel values, the group resetting unit 61 Then, the group Gr (x, n) is reset so as to add two normal pixel values located on the Y direction positive side outside the group Gr (x, n). Thereby, the group Gr (x, n) after the resetting maintains the same number of pixel units 30 having normal pixel values on the Y direction positive side and the negative side with reference to the center thereof.
これに代えて、グループ再設定部６１は、図２０に示すように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）外のＹ方向正側及び負側から１つずつ正常画素値を追加してもよい。これにより、再設定後のグループＧｒ（ｘ，ｎ）に含まれる正常画素値を有する複数の画素部３０の重心位置が、元のグループＧｒ（ｘ，ｎ）に含まれる複数の画素部３０の重心位置（中心位置と同一）とほぼ等しくなる。本実施形態のＸ線撮影装置のその他の構成は、第１実施形態と同一であるため、各部の説明は省略する。 Instead, as shown in FIG. 20, the group resetting unit 61 may add normal pixel values one by one from the positive side and the negative side outside the group Gr (x, n). As a result, the barycentric positions of the plurality of pixel units 30 having the normal pixel values included in the group Gr (x, n) after the resetting are obtained from the pixel units 30 included in the original group Gr (x, n). It is almost equal to the center of gravity position (same as the center position). Since the other configuration of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment is the same as that of the first embodiment, description of each part is omitted.
図２１に、本実施形態のＸ線撮影装置の作用を説明するフローチャートを示す。本実施形態のＸ線撮影装置では、グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のカウント数Ｃが所定の基準値Ｓより少ないか否かが判定され（ステップＳ５５）、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ない場合に（ステップＳ５５でＹＥＳ）、グループ再設定部６１により、前述のようにグループＧｒ（ｘ，ｎ）の再設定が行われる（ステップＳ５６）。これ以外のステップＳ５０〜５４，Ｓ５７〜６３は、第１実施形態の各ステップと同一であるため、説明は省略する。 FIG. 21 shows a flowchart for explaining the operation of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment. In the X-ray imaging apparatus of this embodiment, it is determined whether the count number C of normal pixel values in the group Gr (x, n) is less than a predetermined reference value S (step S55), and the count number C is the reference. When the value is smaller than the value S (YES in step S55), the group resetting unit 61 resets the group Gr (x, n) as described above (step S56). Other steps S50 to S54 and S57 to 63 are the same as the steps in the first embodiment, and thus the description thereof is omitted.
（第４実施形態）
上記実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２の格子面内方向への相対的な傾斜によりＧ２像にモアレ縞を生じさせているが、本実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２を傾斜させずに、上式（１）の関係を僅かに崩すように第１及び第２の格子２１，２２の位置関係（距離Ｌ１，Ｌ２）、若しくは第１及び第２の格子２１，２２の格子ピッチｐ１，ｐ２を調整することで、図２２に示すように、Ｘ方向に周期を有するモアレ縞ＭＳをＧ２像に生じさせる。
(Fourth embodiment)
In the above embodiment, moire fringes are generated in the G2 image by the relative inclination of the first and second gratings 21 and 22 in the lattice plane direction. In the present embodiment, the first and second gratings are generated. Without tilting the gratings 21 and 22, the positional relationship (distances L 1 and L 2 ) of the first and second gratings 21 and 22 or the first and second so as to slightly break the relationship of the above equation (1). By adjusting the grating pitches p 1 and p 2 of the two gratings 21 and 22, as shown in FIG. 22, a moire fringe MS having a period in the X direction is generated in the G2 image.
第２の格子２２の位置でのＧ１像のＸ方向へのパターン周期ｐ３は、第２の格子２２の格子ピッチｐ２とは僅かにずれている。モアレ縞ＭＳは、Ｘ方向に、下式（１３）で表される周期Ｔを有する。
本実施形態では、グループ設定部４１は、図２３に示すように、Ｙ方向に並ぶ画素部３０の各行について、グループＧｒ（ｎ，ｙ）の先頭の画素部３０をＸ方向に１つずつ変更しながら（ｎを１ずつ変更しながら）、設定可能な最終グループに達するまで、グループＧｒ（ｎ，ｙ）を順に設定する。異常画素値除去部４２は、異常画素値判定部４０の判定結果に基づき、各グループＧｒ（ｎ，ｙ）内の画素値から異常画素値を除去する。 In this embodiment, as shown in FIG. 23, the group setting unit 41 changes the first pixel unit 30 of the group Gr (n, y) one by one in the X direction for each row of the pixel units 30 arranged in the Y direction. The group Gr (n, y) is sequentially set until reaching the final settable group (while changing n by 1). The abnormal pixel value removing unit 42 removes abnormal pixel values from the pixel values in each group Gr (n, y) based on the determination result of the abnormal pixel value determining unit 40.
位相微分画像生成部４３は、異常画素値が除去された各グループＧｒ（ｎ，ｙ）内の正常画素値のみを用いて強度変調信号を構成し、各強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｎ，ｙ）を算出することにより位相微分画像を生成する。位相ズレ量ψ（ｎ，ｙ）の算出方法は、第１実施形態と同様である。具体的には、下記の連立方程式（１４）〜（１６）を演算し、演算結果を次式（１７）に適用すればよい。 The phase differential image generation unit 43 configures an intensity modulation signal using only normal pixel values in each group Gr (n, y) from which abnormal pixel values have been removed, and the phase shift amount ψ (n) of each intensity modulation signal , Y) to generate a phase differential image. The method of calculating the phase shift amount ψ (n, y) is the same as in the first embodiment. Specifically, the following simultaneous equations (14) to (16) may be calculated, and the calculation result may be applied to the following expression (17).
位相微分画像生成部４３は、連立方程式（１４）〜（１６）において、各左辺の和から異常画素値に対応する走査位置ｋの項を除外して演算を行う。ここで、異常画素値に対応する走査位置ｋの項が除外されることにより、参照位相δｋは非等間隔となる。 In the simultaneous equations (14) to (16), the phase differential image generation unit 43 performs the calculation by excluding the term of the scanning position k corresponding to the abnormal pixel value from the sum of the left sides. Here, the term of the scanning position k corresponding to the abnormal pixel value is excluded, so that the reference phase δ k becomes unequal.
なお、本実施形態においてもＸ線画像検出器１３と第２の格子２２との間に間隔Ｌ３を設けてもよい。この場合には、上式（１３）で表されるモアレ周期Ｔに、上式（１２）で表される倍率Ｒを乗じたモアレ周期Ｔ’に基づいてグループＧｒ（ｎ，ｙ）を設定すればよい。 In this embodiment as well, an interval L 3 may be provided between the X-ray image detector 13 and the second grating 22. In this case, the group Gr (n, y) is set based on the moire cycle T ′ obtained by multiplying the moire cycle T represented by the above equation (13) by the magnification R represented by the above equation (12). That's fine.
本実施形態においても第１実施形態と同様に、１グループＧｒ（ｎ，ｙ）内の画素数Ｍは、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νまたはそのＮ倍と一致しなくてもよい。さらに、グループ再設定部６１は、グループＧｒ（ｎ，ｙ）を、Ｘ方向に２以上の画素数を単位として変更してもよい。本実施形態のＸ線撮影装置のその他の構成は、第１実施形態と同一であるため、各部の説明は省略する。 Also in this embodiment, as in the first embodiment, the number of pixels M in one group Gr (n, y) may not match the number of pixels ν included in one moire period T or N times that number. Further, the group resetting unit 61 may change the group Gr (n, y) in units of two or more pixels in the X direction. Since the other configuration of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment is the same as that of the first embodiment, description of each part is omitted.
なお、第１実施形態で示した第１及び第２の格子２１，２２の格子面内方向への相対的な傾斜と、第４実施形態で示した第１及び第２の格子２１，２２の位置関係や格子ピッチのずれが同時に生じることにより、Ｘ方向とＹ方向とのいずれにも平行でない方向に周期を有するモアレ縞がＧ２像に生じることがある。この場合には、モアレ縞はＸ方向及びＹ方向に成分を有するため、第１実施形態または第４実施形態のいずれかの方法を用いることにより位相微分画像を生成することが可能である。また、この場合には、Ｘ方向とＹ方向とのいずれにも平行でない斜め方向に並ぶ複数の画素３０によりグループを構成し、同様に位相微分画像を生成することも可能である。 Note that the relative inclination of the first and second gratings 21 and 22 in the first embodiment to the in-lattice direction and the first and second gratings 21 and 22 shown in the fourth embodiment are the same. When the positional relationship or the lattice pitch shifts simultaneously, moire fringes having a period in a direction not parallel to either the X direction or the Y direction may occur in the G2 image. In this case, since the moire fringes have components in the X direction and the Y direction, it is possible to generate a phase differential image by using one of the methods of the first embodiment or the fourth embodiment. In this case, it is also possible to form a group by a plurality of pixels 30 arranged in an oblique direction that is not parallel to either the X direction or the Y direction, and similarly generate a phase differential image.
（その他の実施形態）
上記各実施形態では、被検体Ｈを配置した状態でのみ撮影を行なっているが、被検体Ｈを配置せずに同様に撮影を行うことにより、位相微分画像を生成して、これをオフセット画像として記憶しておき、被検体Ｈを配置して撮影が行われた場合に生成された位相微分画像からオフセット画像を減算してもよい。このように被検体Ｈを配置せずに行う撮影についても本発明を適用可能である。
(Other embodiments)
In each of the above embodiments, imaging is performed only in a state where the subject H is arranged. However, by performing imaging in the same manner without arranging the subject H, a phase differential image is generated, and this is used as an offset image. And the offset image may be subtracted from the phase differential image generated when the subject H is placed and imaging is performed. Thus, the present invention can also be applied to imaging performed without arranging the subject H.
また、上記実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の格子２１と第２の格子２２との間に配置してもよい。 In the above-described embodiment, the subject H is disposed between the X-ray source 11 and the first grating 21, but the subject H is disposed between the first grating 21 and the second grating 22. You may arrange.
また、上記第実施形態では、Ｘ線源１１から射出されるコーンビーム状のＸ線を射出するＸ線源１１を用いているが、平行ビーム状のＸ線を射出するＸ線源を用いることも可能である。この場合には、上式（１）に代えて、ｐ２＝ｐ１をほぼ満たすように第１及び第２の格子２１，２２を構成すればよい。 In the first embodiment, the X-ray source 11 that emits cone-beam X-rays emitted from the X-ray source 11 is used. However, an X-ray source that emits parallel-beam X-rays is used. Is also possible. In this case, instead of the above equation (1), the first and second gratings 21 and 22 may be configured so as to substantially satisfy p 2 = p 1 .
また、上記実施形態では、Ｘ線源１１から射出されたＸ線を第１の格子２１に入射させており、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、Ｘ線源１１の射出側直後に、ＷＯ２００６／１３１２３５号公報等に記されたマルチスリット（線源格子）を設けることにより、Ｘ焦点を分散化してもよい。マルチスリットの格子線は、Ｙ方向に延伸しており、第１及び第２の格子２１，２２の少なくとも一方の格子線と平行である。この場合、マルチスリットのＸ方向への格子ピッチｐ０は、下式（１８）を満たす必要がある。ここで、距離Ｌ０は、マルチスリットから第１の格子２１までのＺ方向への距離を表す。 Moreover, in the said embodiment, the X-rays inject | emitted from the X-ray source 11 are made to inject into the 1st grating | lattice 21, and although the X-ray source 11 is a single focus, immediately after the emission side of the X-ray source 11 The X focus may be dispersed by providing a multi slit (radiation source lattice) described in WO 2006/131235. The multi-slit lattice line extends in the Y direction and is parallel to at least one of the first and second lattices 21 and 22. In this case, the lattice pitch p 0 in the X direction of the multi-slit needs to satisfy the following formula (18). Here, the distance L 0 represents the distance in the Z direction from the multi slit to the first grating 21.
その他の構成や作用については、上記各実施形態と同一である。本実施形態では、マルチスリットの位置がＸ線焦点の位置となるため、上式（１）において、距離Ｌ１を、距離Ｌ０に置き換えればよい。 About another structure and effect | action, it is the same as said each embodiment. In the present embodiment, since the position of the multi slit is the position of the X-ray focal point, the distance L 1 may be replaced with the distance L 0 in the above equation (1).
なお、このようにマルチスリットを設ける場合においてもＸ線画像検出器１３と第２の格子２２との間に間隔Ｌ３を設けてもよい。この場合には、上式（６）または上式（１３）で表されるモアレ周期Ｔに、上式（１２）で表される倍率Ｒを乗じたモアレ周期Ｔ’に基づいてグループＧｒ（ｘ，ｎ）またはグループＧｒ（ｎ，ｙ）を設定すればよい。マルチスリット２３を設けた場合においても、第２の格子２２により生成されるＧ２像は、Ｘ線源１１のＸ線焦点１１ａを原点とし、Ｘ線焦点１１ａからＸ線画像検出器２０までの距離に比例して拡大されるため、Ｇ２像の倍率Ｒについては、上式（１４）をそのまま（距離Ｌ１を距離Ｌ０で置き換えずに）用いればよい。 Even when the multi-slit is provided as described above, the interval L 3 may be provided between the X-ray image detector 13 and the second grating 22. In this case, the group Gr (x) is based on the moire cycle T ′ obtained by multiplying the moire cycle T represented by the above equation (6) or the above equation (13) by the magnification R represented by the above equation (12). , N) or group Gr (n, y) may be set. Even when the multi-slit 23 is provided, the G2 image generated by the second grating 22 has the X-ray focal point 11a of the X-ray source 11 as the origin and the distance from the X-ray focal point 11a to the X-ray image detector 20. to be enlarged in proportion to, the magnification R of G2 image, (without replacing the distance L 1 at a distance L 0) above equation (14) as it may be used.
また、上記実施形態では、第１の格子２１が入射Ｘ線を幾何光学的に投影するように構成しているが、ＷＯ２００４／０５８０７０号公報等で知られているように、第１の格子２１をタルボ効果が生じる構成としてもよい。第１の格子２１でタルボ効果を生じさせるためには、Ｘ線の空間干渉性を高めるように、小焦点のＸ線源を用いるか、上記マルチスリットを用いて小焦点化すればよい。また、第１の格子２１でタルボ効果を生じさせる場合には、第１の格子２１を、吸収型格子に代えて、位相型格子とすることが可能である。 Moreover, in the said embodiment, although the 1st grating | lattice 21 is comprised so that incident X-ray may be projected geometrically optically, as known in WO2004 / 058070 etc., the 1st grating | lattice 21 is comprised. May be configured to generate the Talbot effect. In order to generate the Talbot effect in the first grating 21, a small-focus X-ray source may be used or the focus may be reduced using the multi-slit so as to enhance the spatial coherence of X-rays. Further, when the Talbot effect is generated in the first grating 21, the first grating 21 can be a phase grating instead of the absorption grating.
第１の格子２１でタルボ効果が生じる場合には、第１の格子２１の自己像（Ｇ１像）が、第１の格子２１からＺ方向下流にタルボ距離Ｚｍだけ離れた位置に生じるため、第１の格子２１から第２の格子２２までの距離Ｌ２をタルボ距離Ｚｍに設定する必要がある。 When the Talbot effect is generated in the first grating 21, the self-image (G1 image) of the first grating 21 is generated at a position away from the first grating 21 by the Talbot distance Z m downstream in the Z direction. it is necessary to set the distance L 2 from the first grid 21 to the second grating 22 on the Talbot distance Z m.
タルボ距離Ｚｍは、第１の格子２１の構成とＸ線のビーム形状とに依存する。第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１９）で表される。ここで、ｍは正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、上式（１）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリットを用いる場合には、距離Ｌ１は距離Ｌ０に置き換えられる）。 Talbot distance Z m is dependent on the beam shape of the structure and the X-ray of the first grating 21. An absorption grating first grating 21, when X-rays emitted from the X-ray source 11 is a cone beam shape, Talbot distance Z m is represented by the following formula (19). Here, m is a positive integer. In this case, the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the above formula (1) (however, when a multi-slit is used, the distance L 1 is replaced with the distance L 0 ).
また、第１の格子２１がＸ線にπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２０）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、上式（１）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリットを用いる場合には、距離Ｌ１は距離Ｌ０に置き換えられる）。 Further, when the first grating 21 is a phase-type grating that applies phase modulation of π / 2 to the X-ray, and the X-ray emitted from the X-ray source 11 has a cone beam shape, the Talbot distance Z m is Is represented by the following formula (20). Here, m is 0 or a positive integer. In this case, the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the above formula (1) (however, when a multi-slit is used, the distance L 1 is replaced with the distance L 0 ).
また、第１の格子２１がＸ線にπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２１）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。この場合には、Ｇ１像のパターン周期が第１の格子２１の格子周期の１／２倍となるため、格子ピッチｐ１，ｐ２は、次式（２２）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリットを用いる場合には、距離Ｌ１は距離Ｌ０に置き換えられる）。 In addition, when the first grating 21 is a phase-type grating that imparts π phase modulation to X-rays and the X-rays emitted from the X-ray source 11 have a cone beam shape, the Talbot distance Z m is as follows. It is represented by Formula (21). Here, m is 0 or a positive integer. In this case, since the pattern period of the G1 image is ½ times the grating period of the first grating 21, the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the following expression (22). (However, when using a multi-slit, the distance L 1 is replaced by a distance L 0).
また、第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２３）で表される。ここで、ｍは正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、ｐ２＝ｐ１の関係をほぼ満たすように設定される。 Further, when the first grating 21 is an absorption grating and the X-rays emitted from the X-ray source 11 have a parallel beam shape, the Talbot distance Z m is expressed by the following equation (23). Here, m is a positive integer. In this case, the lattice pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the relationship of p 2 = p 1 .
また、第１の格子２１がＸ線にπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２４）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、ｐ２＝ｐ１の関係をほぼ満たすように設定される。 Further, when the first grating 21 is a phase-type grating that applies phase modulation of π / 2 to X-rays, and the X-rays emitted from the X-ray source 11 are parallel beams, the Talbot distance Z m is Is represented by the following formula (24). Here, m is 0 or a positive integer. In this case, the lattice pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the relationship of p 2 = p 1 .
そして、第１の格子２１がＸ線にπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２５）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。この場合には、Ｇ１像のパターン周期が第１の格子２１の格子周期の１／２倍となるため、格子ピッチｐ１，ｐ２は、ｐ２＝ｐ１／２の関係をほぼ満たすように設定される。 When the first grating 21 is a phase type grating that imparts π phase modulation to X-rays, and the X-rays emitted from the X-ray source 11 are parallel beams, the Talbot distance Z m is It is represented by Formula (25). Here, m is 0 or a positive integer. In this case, since the pattern period of the G1 image is ½ times the grating period of the first grating 21, the grating pitches p 1 and p 2 almost satisfy the relationship of p 2 = p 1/2. Set to
上記各実施形態は、矛盾しない範囲で相互に組み合わせてもよい。本発明は、医療診断用の放射線撮影装置の他に、工業用の放射線撮影装置等に適用することが可能である。また、放射線は、Ｘ線以外に、ガンマ線等を用いることも可能である。 The above embodiments may be combined with each other within a consistent range. The present invention can be applied to an industrial radiography apparatus and the like in addition to a radiography apparatus for medical diagnosis. In addition to X-rays, gamma rays or the like can be used as radiation.
１０ Ｘ線撮影装置
１２ 格子部
１３ Ｘ線画像検出器
２１ 第１の格子
２１ａ Ｘ線吸収部
２１ｂ Ｘ線透過部
２２ 第２の格子
２２ａ Ｘ線吸収部
２２ｂ Ｘ線透過部
３０ 画素部
３１ 画素電極
３３ ゲート走査線
３５ 信号線
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 X-ray imaging apparatus 12 Lattice part 13 X-ray image detector 21 1st grating | lattice 21a X-ray absorption part 21b X-ray transmission part 22 2nd grating | lattice 22a X-ray absorption part 22b X-ray transmission part 30 Pixel part 31 Pixel electrode 33 Gate scanning line 35 Signal line
Claims (18)
前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
２次元配列され複数の画素部により前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
前記画像データの各画素値が異常画素値であるか否かを所定の判定基準に基づいて判定する異常画素値判定部と、
前記画像データから前記異常画素値を除去する異常画素値除去部と、
前記異常画素値が除去された前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
を備えることを特徴とする放射線撮影装置。 A first grating for generating a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source;
A second grating that partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image in which moire fringes are generated;
A radiological image detector that generates image data by detecting the second periodic pattern image by a plurality of pixel units arranged two-dimensionally;
An abnormal pixel value determination unit that determines whether each pixel value of the image data is an abnormal pixel value based on a predetermined determination criterion;
An abnormal pixel value removing unit for removing the abnormal pixel value from the image data;
A phase differential image generation unit that generates a phase differential image based on the image data from which the abnormal pixel value has been removed;
A radiation imaging apparatus comprising:
前記位相微分画像生成部は、前記各グループ内に含まれる前記異常画素値以外の正常画素値により強度変調信号を構成し、この強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。 A group setting unit that sets a predetermined number of the pixel units arranged in a first direction intersecting the moire fringes as one group, and sets the group in order while changing the predetermined pixels in the first direction,
The phase differential image generation unit forms an intensity modulation signal with normal pixel values other than the abnormal pixel value included in each group, and generates a phase differential image by calculating a phase shift amount of the intensity modulation signal. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein:
前記異常画素値判定部は、前記画素欠陥情報記憶部に記憶された画素欠陥情報に基づき、画素欠陥を有する画素部の画素値を、前記判定基準に基づく判定を行わずに、異常画素値と判別することを特徴とする請求項１から１２いずれか１項に記載の放射線撮影装置。 A pixel defect information storage unit for storing pixel defect information of the radiation image detector;
The abnormal pixel value determination unit, based on the pixel defect information stored in the pixel defect information storage unit, determines a pixel value of a pixel unit having a pixel defect as an abnormal pixel value without performing a determination based on the determination criterion. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the radiation imaging apparatus is discriminated.
前記第１の周期パターン像を第２の格子により部分的に遮蔽してモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成するステップと、
２次元配列され複数の画素部を有する放射線画像検出器により前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成するステップと、
前記画像データの各画素値が異常画素値であるか否かを所定の判定基準に基づいて判定するステップと、
前記画像データから前記異常画素値を除去するステップと、
前記異常画素値が除去された前記画像データに基づいて位相微分画像を生成するステップと、
を備えることを特徴とする放射線撮影方法。 Passing the radiation emitted from the radiation source through the first grating to generate a first periodic pattern image;
Generating a second periodic pattern image in which moire fringes are generated by partially shielding the first periodic pattern image with a second grating;
Detecting the second periodic pattern image by a radiological image detector that is two-dimensionally arranged and has a plurality of pixel portions, and generating image data;
Determining whether each pixel value of the image data is an abnormal pixel value based on a predetermined criterion;
Removing the abnormal pixel value from the image data;
Generating a phase differential image based on the image data from which the abnormal pixel value has been removed;
A radiation imaging method comprising:
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Cited By (2)
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|---|---|---|---|---|
| WO2023206030A1 (en) * | 2022-04-25 | 2023-11-02 | 北京小米移动软件有限公司 | Shooting devices and control method therefor |
| JP7460577B2 (en) | 2020-06-03 | 2024-04-02 | 株式会社リガク | X-ray image generation device |
-
2011
- 2011-11-24 JP JP2011256033A patent/JP2013106883A/en active Pending
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