JP2014014380A - Radiographic apparatus and radiographic system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、放射線撮影装置、及び放射線撮影システムに関する。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging system.
Ｘ線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被写体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。 X-rays are used as a probe for seeing through the inside of a subject because they have characteristics such as attenuation depending on the atomic numbers of elements constituting the substance and the density and thickness of the substance. X-ray imaging is widely used in fields such as medical diagnosis and non-destructive inspection.
一般的なＸ線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線画像を検出するＸ線画像検出器との間に被写体を配置して、被写体の透過像を撮影する。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射された各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する被写体を構成する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被写体のＸ線透過像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体（蓄積性蛍光体）のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）が広く用いられている。また、被写体によって異なる必要露光量に対して、Ｘ線画像検出器により得られる画像の濃度を安定させるため、あるいは必要以上に露光されることによる被写体の過度の被爆を防止するために、自動露光制御が行われている。自動露光制御では、一般に、被写体を透過したＸ線の線量が線量検出器で検出され、線量検出器で検出される線量が予め設定された閾値線量に達したところでＸ線の照射が停止される。 In a general X-ray imaging system, a subject is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects an X-ray image, and a transmission image of the subject is captured. In this case, each X-ray radiated from the X-ray source toward the X-ray image detector has characteristics (atomic number, density, thickness) of the substance constituting the subject existing on the path to the X-ray image detector. ), The light is incident on the X-ray image detector. As a result, an X-ray transmission image of the subject is detected and imaged by the X-ray image detector. X-ray image detectors include a combination of X-ray intensifying screens and films, stimulable phosphors (accumulative phosphors), and flat panel detectors (FPD) using semiconductor circuits. Widely used. In addition, automatic exposure is used to stabilize the density of the image obtained by the X-ray image detector with respect to the required exposure amount that varies depending on the subject, or to prevent excessive exposure of the subject due to excessive exposure. Control is taking place. In the automatic exposure control, generally, the dose of X-rays transmitted through the subject is detected by a dose detector, and the X-ray irradiation is stopped when the dose detected by the dose detector reaches a preset threshold dose. .
しかし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなり、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収能の差が小さく、従ってＸ線透過像としての十分な画像の濃淡（コントラスト）が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。 However, the X-ray absorptivity becomes lower as a substance composed of an element having a smaller atomic number, and the difference in the X-ray absorptivity is small in a soft tissue or soft material of a living body. Therefore, a sufficient image density as an X-ray transmission image is obtained. There is a problem that (contrast) cannot be obtained. For example, most of the components of the cartilage part constituting the joint of the human body and the joint fluid in the vicinity thereof are water, and the difference in the amount of X-ray absorption between the two is small, so that it is difficult to obtain image contrast.
このような問題を背景に、近年、被写体によるＸ線の強度変化に代えて、被写体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。このようなＸ線位相イメージングの一種として、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。 Against the background of such problems, in recent years, an X-ray phase for obtaining an image (hereinafter referred to as a phase contrast image) based on an X-ray phase change (angle change) by an object instead of an X-ray intensity change by an object. Imaging research is actively conducted. In general, it is known that when X-rays are incident on an object, the interaction is higher in phase than in X-ray intensity. For this reason, in the X-ray phase imaging using the phase difference, a high-contrast image can be obtained even for a weakly absorbing object having a low X-ray absorption capability. As a kind of such X-ray phase imaging, in recent years, an X-ray imaging system using an X-ray Talbot interferometer comprising two transmission diffraction gratings (phase grating and absorption grating) and an X-ray image detector has been proposed. It has been devised (for example, see Patent Document 1).
Ｘ線タルボ干渉計は、被写体の背後に第１の回折格子（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被写体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。 In the X-ray Talbot interferometer, a first diffraction grating (phase type grating or absorption type grating) is arranged behind a subject, and a specific distance (Talbot interference distance) determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength. The second diffraction grating (absorption type grating) is disposed only downstream, and the X-ray image detector is disposed behind the second diffraction grating. The Talbot interference distance is a distance at which X-rays that have passed through the first diffraction grating form a self-image due to the Talbot interference effect, and this self-image is between the X-ray source and the first diffraction grating. It is modulated by the interaction (phase change) between the arranged subject and the X-ray.
Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、被写体によるモアレ縞の変化を解析することによって被写体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、たとえば、縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得し、この角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。 The X-ray Talbot interferometer detects moiré fringes generated by superimposing the first image of the first diffraction grating and the second diffraction grating, and obtains subject phase information by analyzing changes in the moiré fringes caused by the subject. To do. As a method for analyzing moire fringes, for example, a fringe scanning method is known. According to this fringe scanning method, the second diffraction grating is substantially parallel to the surface of the first diffraction grating with respect to the first diffraction grating and substantially in the grating direction (strip direction) of the first diffraction grating. The angle of X-rays refracted by the subject from a change in the signal value of each pixel obtained by the X-ray image detector, which is taken multiple times while being translated in the vertical direction at a scanning pitch obtained by equally dividing the lattice pitch. A distribution (differential image of phase shift) is obtained, and a phase contrast image of the subject can be obtained based on this angular distribution.
そして、特許文献１には、第１及び第２の回折格子を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングにおいて、上記の自動露光制御を行うことが記載されている。
第１及び第２の回折格子を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングにおいて、第１の回折格子を通過したＸ線が形成する放射線像は、上記の通り、第２の回折格子が重ね合わされることによって、第２の回折格子の下流のＸ線画像検出器の受像面上でモアレ縞を形成する。よって、Ｘ線画像検出器で検出される画像にはモアレ縞が含まれるが、医療診断や非破壊検査において、最終的にはモアレ縞の影響が除去されたＸ線位相コントラスト画像が提示されることが好ましい。しかし、第１及び第２の回折格子の格子ピッチの誤差、第２の回折格子の走査誤差、等の程度によっては、モアレ縞の周期が短くなるのに伴ってＸ線位相コントラスト画像からモアレ縞の影響を除去することが困難となり、画質が低下する場合がある。そのため、モアレ縞の周期は長いほうが好ましい。 In X-ray phase imaging by the fringe scanning method using the first and second diffraction gratings, the radiation image formed by the X-rays that have passed through the first diffraction grating is superimposed on the second diffraction grating as described above. As a result, moire fringes are formed on the image receiving surface of the X-ray image detector downstream of the second diffraction grating. Therefore, although the image detected by the X-ray image detector includes moire fringes, an X-ray phase contrast image from which the influence of moire fringes has been finally removed is presented in medical diagnosis and non-destructive inspection. It is preferable. However, depending on the degree of the grating pitch error of the first and second diffraction gratings, the scanning error of the second diffraction grating, etc., the moire fringes from the X-ray phase contrast image become shorter as the period of the moire fringes becomes shorter. It may be difficult to remove the influence of the image quality, and the image quality may deteriorate. Therefore, it is preferable that the period of the moire fringes is long.
特許文献１には、線量検出器の位置について特に記載されていないが、一般に、線量検出器はＸ線画像検出器の裏に配置される。その場合、第１及び第２の回折格子を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングにおいては、線量検出器は第２の回折格子の下流に位置することになり、線量検出器の受光部上においてもモアレ縞が形成される。図１７に示すように、このモアレ縞は第２の回折格子の走査に伴って移動し（ＦＩＧ．１７Ａ）、モアレ縞の周期が周期方向に関する線量検出器の受光部の寸法よりも長くなると、モアレ縞の暗部が受光部に重なるときと、暗部が受光部に重ならないときとで、線量検出器に単位時間当たりに入射するＸ線の線量が大きく変動する。
Although the position of the dose detector is not particularly described in
上記の自動露光制御は、線量検出器の受光部に単位時間当たりに入射するＸ線の線量の変動をキャンセルするように、Ｘ線の照射時間を延長あるいは短縮する。結果、撮影間の照射線量にバラツキが発生し、撮影間の照射線量のバラツキは第２の回折格子の走査とは別に各画素の信号値に変化をもたらす。例えば、照射線量が一定の場合に第２の回折格子の走査によって本来得られるはずの信号値の変化に対して、線量検出器の受光部と同位相でモアレ縞の暗部が重なるＸ線画像検出器の画素Ａでは、その信号値の変化が減弱され（ＦＩＧ．１７Ｂ）、また、線量検出器の受光部と逆位相でモアレ縞の暗部が重なるＸ線画像検出器の画素Ｂでは、その信号値の変化が強調される（ＦＩＧ．１７Ｃ）。 The automatic exposure control described above extends or shortens the X-ray irradiation time so as to cancel the fluctuation of the X-ray dose incident on the light receiving unit of the dose detector per unit time. As a result, there is a variation in the irradiation dose between photographings, and the variation in the irradiation dose between photographings causes a change in the signal value of each pixel separately from the scanning of the second diffraction grating. For example, X-ray image detection in which the dark part of moire fringes overlaps with the light receiving part of the dose detector for the change in signal value that should be originally obtained by scanning the second diffraction grating when the irradiation dose is constant In the pixel A of the detector, the change in the signal value is attenuated (FIG. 17B), and in the pixel B of the X-ray image detector in which the dark part of the moire fringes overlaps with the light receiving part of the dose detector, The change in value is emphasized (FIG. 17C).
第１及び第２の回折格子を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングは、上記の通り、第２の回折格子の走査に伴う各画素の信号値の変化から被写体の位相情報を検出するものであり、第２の回折格子の走査とは別の要因による各画素の信号値の変化は、被写体の位相情報の検出精度を低下させる。 As described above, the X-ray phase imaging by the fringe scanning method using the first and second diffraction gratings detects the phase information of the subject from the change in the signal value of each pixel accompanying the scanning of the second diffraction grating. Thus, a change in the signal value of each pixel due to a factor different from the scanning of the second diffraction grating reduces the detection accuracy of the phase information of the subject.
本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、適切な露光制御により、高精度な放射線位相コントラスト画像を生成することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above-described circumstances, and an object thereof is to generate a highly accurate radiation phase contrast image by appropriate exposure control.
第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する格子パターンと、前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記格子パターンを通過する放射線の進行方向に前記格子パターンより上流に位置し、入射する放射線量を検出する線量検出器と、を備える放射線撮影装置。 Detecting a first grating, a grating pattern having a period substantially matching a pattern period of a radiation image formed by radiation that has passed through the first grating, and the radiation image masked by the grating pattern A radiation imaging apparatus comprising: a radiation image detector; and a dose detector that is located upstream of the grating pattern in a traveling direction of radiation passing through the grating pattern and detects an incident radiation dose.
本発明によれば、線量検出器を格子パターンの上流に配置することによって、放射線像と格子パターンとの重ね合わせによって形成されるモアレ縞の影響を受けることなく、線量検出器において線量を検出することができる。それにより、適切な露光制御を可能とし、高精度な放射線位相コントラスト画像を生成することができる。 According to the present invention, by arranging the dose detector upstream of the lattice pattern, the dose detector detects the dose without being affected by the moire fringes formed by superimposing the radiation image and the lattice pattern. be able to. Thereby, appropriate exposure control can be performed, and a highly accurate radiation phase contrast image can be generated.
図１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。 FIG. 1 shows a configuration of an example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention, and FIG. 2 shows a control block of the radiation imaging system of FIG.
Ｘ線撮影システム１０は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにＸ線を放射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。
The X-ray imaging system 10 is an X-ray diagnostic apparatus that images a subject (patient) H in a standing position, and is disposed opposite to the X-ray source 11 that emits X-rays to the subject H, and the X-ray source 11. An
Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド１５により上下方向に移動自在に保持されている。
The X-ray source 11 is held movably in the vertical direction (x direction) by an X-ray source holding device 14 suspended from the ceiling. The photographing
Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８と、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９とから構成されている。Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａの電子線の衝突部分がＸ線焦点１８ｂとなる。
Based on the control of the X-ray
Ｘ線源保持装置１４は、天井に設置された天井レール（図示せず）により水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１４ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１４ｂとからなる。台車部１４ａには、支柱部１４ｂを伸縮させて、Ｘ線源１１の上下方向に関する位置を変更するモータ（図示せず）が設けられている。
The X-ray source holding device 14 includes a
立位スタンド１５は、床に設置された本体１５ａに、撮影部１２を保持する保持部１５ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１５ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１５ｃの間に掛架された無端ベルト１５ｄに接続され、プーリ１５ｃを回転させるモータ（図示せず）により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール１３の制御装置２０により制御される。
In the standing stand 15, a holding
また、立位スタンド１５には、プーリ１５ｃ又は無端ベルト１５ｄの移動量を計測することにより、撮影部１２の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ（図示せず）が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりＸ線源保持装置１４に供給される。Ｘ線源保持装置１４は、供給された検出値に基づいて支柱部１４ｂを伸縮させ、撮影部１２の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。
Further, the standing stand 15 is provided with a position sensor (not shown) such as a potentiometer that detects the position of the photographing
コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、撮影部１２により取得された画像データを演算処理してＸ線画像を生成する演算処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とがバス２６を介して接続されている。
The console 13 is provided with a
入力装置２１としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置２１の操作により、Ｘ線管電圧や後述する線量検出器で検出されるＸ線の線量に対する閾値線量等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ２４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２０の制御により、Ｘ線撮影条件等の文字やＸ線画像を表示する。
As the
撮影部１２には、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２、そして線量検出器３５が設けられている。
The
ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。
The
線量検出器３５は、詳しくは後述するが、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に配置され、被写体Ｈの下流に位地している。線量検出器３５は、被写体Ｈを透過したＸ線の線量を検出し、検出した線量が上記の閾値線量に達したところで、閾値線量に達したことを表す信号を制御装置２０に送出する。この信号を受信した制御装置２０は、Ｘ線の照射停止を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出し、この制御信号を受信したＸ線制御部１７は、Ｘ線管１８への電力の供給を停止するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、被写体ＨのＸ線の照射が停止される。線量検出器３５のＸ線受光素子としては、例えば、蛍光体と光電子倍増管との組み合わせや、イオンチェンバーや、半導体回路を用いたＸ線検出器などが用いられる。なお、Ｘ線管１８への電力の供給は継続しつつ、コリメータ１９の開閉によってＸ線の照射と停止を切り替えてもよいし、開口部と遮蔽部とを交互に形成した円盤状（又はスリット状）のシャッター板をＸ線源１１の出射口に設け、これをＸ線の照射タイミングに同期するように回転（又は並進）させることにより、Ｘ線の照射と停止を切り替えてもよい。それによれば、Ｘ線管１８を安定した状態に保ち、照射線量のバラツキをより確実に防止することができる。
As will be described in detail later, the
また、撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を上下方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子３１に対する第２の吸収型格子３２の相対位置関係を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。
The
図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。 FIG. 3 shows a configuration of a radiation image detector included in the radiation imaging system of FIG.
放射線画像検出器としてのＦＰＤ３０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０がアクティブマトリクス基板上にｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１と、受像部４１からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路４２と、各画素４０に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路４３と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ２５を介して演算処理部２２に送信するデータ送信回路４４とから構成されている。なお、走査回路４２と各画素４０とは、行毎に走査線４５によって接続されており、読み出し回路４３と各画素４０とは、列毎に信号線４６によって接続されている。
The
各画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）でＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型の素子として構成することができる。各画素４０には、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ:Thin Film Transistor）スイッチ（図示せず）が接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路４２からの駆動パルスによってＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４６に読み出される。
Each
なお、各画素４０は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。
Each
読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリ（いずれも図示せず）により構成されている。積分アンプ回路は、各画素４０から信号線４６を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換して、Ａ／Ｄ変換器に入力する。Ａ／Ｄ変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、Ｘ線の露光量や露光分布（いわゆるシェーディング）の補正や、ＦＰＤ３０の制御条件（駆動周波数や読み出し期間）に依存するパターンノイズ（例えば、ＴＦＴスイッチのリーク信号）の補正等を含めてもよい。
The
図４及び図５は、図１の放射線撮影システムの撮影部を示す。 4 and 5 show an imaging unit of the radiation imaging system of FIG.
第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂとから構成されている。基板３１ａ，３１ｂは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。
The first absorption type grating 31 is composed of a
Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、いずれもＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｘ方向及びｚ方向に直交するｙ方向）に延伸した線状の部材で構成される。各Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。
Each of the
Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部（上記間隔ｄ１，ｄ２の領域）は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのＸ線低吸収材で該空隙を充填してもよい。
第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ１，ｄ２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ１，ｄ２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。
The first and
Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ２とした場合に、格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
The X-ray emitted from the X-ray source 11 is not a parallel beam but a cone beam having the X-ray
第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本Ｘ線撮影システム１０の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
In the Talbot interferometer, the distance L 2 from the first absorption type grating 31 to the second absorption type grating 32 is limited to the Talbot interference distance determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength. The
上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（３）で表される。
As described above, the
式（３）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。 Equation (3) is an equation representing the Talbot interference distance when the X-rays emitted from the X-ray source 11 are cone beams. “Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol. 47, No. 10, October 2008, p. 8077 ”.
本Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。
In the present X-ray imaging system 10, the distance L 2 is set to a value shorter than the minimum Talbot interference distance Z when m = 1 for the purpose of reducing the thickness of the
なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（５）となり、上記距離Ｌ２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。 Incidentally, Talbot distance Z by the following equation (5) and in the case of X-rays emitted from the X-ray source 11 can be regarded as substantially parallel beams, the distance L 2, the value of the range that satisfies the following equation (6) Set to.
Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ１，ｈ２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管１８の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
The
一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ１，ｈ２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ１，ｈ２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ１，ｈ２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（７）及び（８）を満たすように設定する必要がある。
On the other hand, if the thicknesses h 1 and h 2 of the
例えば、ｄ１＝２．５μｍ、ｄ２＝３．０μｍであり、通常の病院での撮影を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効視野の長さＶとして１０ｃｍの長さを確保するには、厚みｈ１は１００μｍ以下、厚みｈ２は１２０μｍ以下とすればよい。 For example, when d 1 = 2.5 μm and d 2 = 3.0 μm, and assuming L = 2 m assuming normal hospital imaging, the effective visual field length V in the x direction is 10 cm. In order to ensure the length, the thickness h 1 may be 100 μm or less and the thickness h 2 may be 120 μm or less.
以上のように構成された撮影部１２では、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。
In the
Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Ｔは、次式（９）で表される。 Due to the minute difference between the pattern period p 1 ′ of the G1 image and the grating pitch p 2 ′, the image contrast becomes moire fringes. The period T of the moire fringes is expressed by the following equation (9).
このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくとも次式（１０）を満たす必要があり、更には、次式（１１）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。
In order to detect the moire fringes with the
式（１０）は、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１１）は、配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。 Expression (10) means that the arrangement pitch P is not an integral multiple of the moire period T, and it is possible in principle to detect moire fringes even when n ≧ 2. Expression (11) means that the arrangement pitch P is made smaller than the moire period T.
ＦＰＤ３０の画素４０の配列ピッチＰは、設計的に定められた値（一般的に１００μｍ程度）であり変更することが困難であるため、配列ピッチＰとモアレ周期Ｔとの大小関係を調整するには、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。
Since the arrangement pitch P of the
図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。 FIG. 6 shows a method of changing the moire cycle T.
モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として相対的に回転させる相対回転機構５０を設ける。この相対回転機構５０により、第２の吸収型格子３２を角度θだけ回転させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ａ）。
The moire period T can be changed by relatively rotating one of the first and
別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構５１を設ける。この相対傾斜機構５１により、第２の吸収型格子３２を角度αだけ傾斜させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｂ）。
As another example, the change of the moire period T is such that either one of the first and second
更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ２を変更するように、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構５２を設ける。この相対移動機構５２により、第２の吸収型格子３２を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、第２の吸収型格子３２の位置に投影される第１の吸収型格子３１のＧ１像のパターン周期は、「ｐ１’」→「ｐ１’×（Ｌ１＋Ｌ２＋δ）／（Ｌ１＋Ｌ２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｃ）。
As another example, the moire period T can be changed by relatively moving one of the first and
本Ｘ線撮影システム１０において、撮影部１２は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離Ｌ２を自由に設定することができるため、相対移動機構５２のように距離Ｌ２の変更によりモアレ周期Ｔを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ周期Ｔを変更するための第１及び第２の吸収型格子３１，３２の上記変更機構（相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２）は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。
In the X-ray imaging system 10,
Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
When the subject H is disposed between the X-ray source 11 and the first absorption type grating 31, the moire fringes detected by the
次に、モアレ縞の解析方法について説明する。 Next, a method for analyzing moire fringes will be described.
図７は、被写体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線を示す。なお、線量検出器３５の図示は省略している。
FIG. 7 shows one X-ray refracted according to the phase shift distribution Φ (x) of the subject H in the x direction. The
符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＦＰＤ３０に入射する。符号５６は、被写体Ｈが存在する場合に、被写体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路５６を進むＸ線は、第１の吸収型格子３１を通過した後、第２の吸収型格子３２より遮蔽される。
被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１２）で表される。 The phase shift distribution Φ (x) of the subject H is expressed by the following equation (12), where n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H, and z is the direction in which the X-ray proceeds.
第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（１３）で表される。 The G1 image projected from the first absorptive grating 31 to the position of the second absorptive grating 32 is displaced in the x direction by an amount corresponding to the refraction angle φ due to refraction of X-rays at the subject H. become. This displacement amount Δx is approximately expressed by the following equation (13) based on the fact that the X-ray refraction angle φ is very small.
ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１４）で表される。 Here, the refraction angle φ is expressed by Expression (14) using the X-ray wavelength λ and the phase shift distribution Φ (x) of the subject H.
このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の信号の位相のズレ量）に、次式（１５）のように関連している。
Thus, the displacement amount Δx of the G1 image due to the refraction of X-rays at the subject H is related to the phase shift distribution Φ (x) of the subject H. The amount of displacement Δx is expressed by the following equation with the phase shift amount ψ of the signal output from each
したがって、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（１５）から屈折角φが求まり、式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。
Therefore, by obtaining the phase shift amount ψ of the signal of each
縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査機構３３により第２の吸収型格子３２を移動させているが、第１の吸収型格子３１を移動させてもよい。第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチｐ２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながら、ＦＰＤ３０で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素４０の信号を取得し、演算処理部２２で演算処理することにより、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを得る。
In the fringe scanning method, imaging is performed while one of the first and second
図８は、格子ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子３２を移動させる様子を模式的に示す。 FIG. 8 schematically shows how the second absorption grating 32 is moved by the scanning pitch (p 2 / M) obtained by dividing the grating pitch p 2 into M (an integer of 2 or more).
走査機構３３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子３２の初期位置を、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちいずれの位置としてもよい。
The
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子３２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子３２を移動させていくと、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。 First, at the position of k = 0, X-rays that are not refracted by the subject H mainly pass through the second absorption type grating 32. Next, when the second absorption grating 32 is moved in order of k = 1, 2,..., The X-rays passing through the second absorption grating 32 are not refracted by the subject H. While the line component decreases, the X-ray component refracted by the subject H increases. In particular, at k = M / 2, mainly only the X-rays refracted by the subject H pass through the second absorption type grating 32. When k = M / 2 is exceeded, on the contrary, the X-ray component that is refracted by the subject H decreases in the X-rays that pass through the second absorption grating 32, while the X-ray that is not refracted by the subject H. The line component increases.
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値（画素データ）が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩｋ（ｘ）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。
When shooting is performed by the
ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射Ｘ線の強度であり、Ａｎは画素４０の信号値のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素４０の座標ｘの関数として表したものである。
Here, x is a coordinate in the x direction of the
次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１８）のように表される。 Next, using the relational expression of the following expression (17), the refraction angle φ (x) is expressed as the following expression (18).
ここで、ａｒｇ［ ］は、偏角の抽出を意味しており、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の信号値から、式（１８）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。
Here, arg [] means extraction of the declination, and corresponds to the phase shift amount ψ of the signal of each
図９は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。 FIG. 9 shows the signal of one pixel of the radiation image detector that changes with the fringe scanning.
各画素４０で得られたＭ個の信号値は、第２の吸収型格子３２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ２の周期で周期的に変化する。図９中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図９中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。
The M signal values obtained in each
そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１４）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。以上の演算は、演算処理部２２により行われ、演算処理部２２は、位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。
Since the refraction angle φ (x) is a value corresponding to the differential phase value as shown in the above equation (14), the phase shift is obtained by integrating the refraction angle φ (x) along the x-axis. A distribution Φ (x) is obtained. In the above description, the y coordinate in the y direction of the
以上の演算において、位相ズレ量ψを算出するための各画素４０のＭ個の信号値の変化は、第２の吸収型格子３２の走査によってもたらされる必要がある。そのためには、Ｘ線源１１から撮影部１２に照射されるＸ線の照射線量が撮影間でほぼ一定していることが求められる。
In the above calculation, the change of the M signal values of each
本Ｘ線撮影システム１０においては、撮影毎に、線量検出器３５で検出されるＸ線の線量が予め設定された閾値線量に達したところでＸ線の照射を停止する自動露光制御により、撮影間の照射線量がほぼ一定に保たれる。線量検出器３５は、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に配置され、第２の吸収型格子３２の上流に位置している。そのため、線量検出器３５の受光部上におけるＧ１像は、第２の吸収型格子３２の走査によっても移動せず、線量検出器３５に単位時間当たりに入射するＸ線の線量は一定する。そこで、線量検出器３５によって検出される線量が上記の閾値線量に達するまでの時間が撮影間で一定し、撮影間の照射線量のバラツキが防止される。
In the present X-ray imaging system 10, during each imaging, automatic exposure control is performed to stop X-ray irradiation when the X-ray dose detected by the
また、上記の通り、第１の吸収型格子３１を通過したＸ線によって形成されるＧ１像は、第２の吸収型格子３２が重ね合わされることによって、第２の吸収型格子３２の下流のＦＰＤ３０の受像面上においてはモアレ縞を形成する。一方、線量検出器３５は第２の吸収型格子３２の上流に位置しており、線量検出器３５の受光部上におけるＧ１像はモアレ縞とはならず、そのパターン周期は、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ１に対応してμｍオーダーとなる。線量検出器３５の受光部のサイズは、一般的にはｃｍオーダーであり、よって、線量検出器３５の受光部にはＧ１像における無数の明部及び暗部が重なり、それらが平均化されて検出される。従って、第２の吸収型格子３２に替えて第１の吸収型格子３１が走査され、第１の吸収型格子３１の走査に伴ってＧ１像が移動する場合にも、線量検出器３５に単位時間当たりに入射するＸ線の線量はほぼ一定する。そこで、線量検出器３５によって検出される線量が上記の閾値線量に達するまでのＸ線の照射時間は撮影間でほぼ一定し、撮影間の照射線量のバラツキが防止される。
In addition, as described above, the G1 image formed by the X-rays that have passed through the first absorption type grating 31 is superimposed on the second absorption type grating 32 so that it is downstream of the second absorption type grating 32. Moire fringes are formed on the image receiving surface of the
また、第２の吸収型格子３２の下流に形成されるモアレ縞は、第２の吸収型格子３２の上流に配置された線量検出器３５における線量の検出に対して何ら影響を及ぼさない。よって、上記の相対回転機構５０や相対傾斜機構５１や相対移動機構５２によって、モアレ縞の周期Ｔを、例えば線量検出器３５の受光部の寸法より長くすることができる。それにより、Ｘ線位相コントラスト画像からモアレ縞の影響を十分に除去することが可能となり、Ｘ線位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。
Further, the moire fringes formed downstream of the second absorption type grating 32 have no influence on the detection of the dose by the
なお、上記の第１及び第２の吸収型格子３１，３２を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングでは、第２の吸収型格子３２より上流にある物体でのＸ線の屈折が検出され、第２の吸収型格子３２より上流に配置される線量検出器３５でのＸ線の屈折は、被写体ＨでのＸ線の屈折と区別なく検出される。そして、線量検出器３５と第２の吸収型格子３２との距離が大きくなる程、線量検出器３５でのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量は大きくなり、このＧ１像の変位量は、上記式（１５）で示した通り、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに関連する。そこで、線量検出器３５は、好ましくは、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に配置され、更に好ましくは、第２の吸収型格子３２に隣接して配置される。
In the X-ray phase imaging based on the fringe scanning method using the first and
上記の縞走査、及び位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作し、自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。
The above-described fringe scanning and phase contrast image generation processing is automatically performed after the imaging instruction is given by the operator from the
以上、説明したように、本Ｘ線撮影システム１０によれば、線量検出器３５を第２の格子３２の上流に配置することによって、Ｇ１像と第２の格子３２との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の影響を受けることなく、線量検出器３５において線量を検出することができる。それにより、適切な露光制御を可能とし、高精度な放射線位相コントラスト画像を生成することができる。
As described above, according to the present X-ray imaging system 10, the
また、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に幾何学的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システムでは、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。
Further, since most of the X-rays are not diffracted by the first absorption type grating 31 and geometrically projected onto the second absorption type grating 32, high spatial coherence is required for the irradiated X-rays. Instead, a general X-ray source used in the medical field can be used as the X-ray source 11. The distance L 2 from the first absorption type grating 31 to the second absorption type grating 32 can be set to an arbitrary value, and the distance L 2 is smaller than the minimum Talbot interference distance in the Talbot interferometer. Since it can be set, the photographing
なお、上述したＸ線撮影システム１０は、第１の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第１及び第２の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第１の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第１の格子のＸ線像と第２の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、例えば「J. Opt. Soc. Am. Vol.72,No.1 (1982) p.156」により知られているフーリエ変換／フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の方法も適用可能である。 Note that the above-described X-ray imaging system 10 calculates the refraction angle φ by performing fringe scanning on the projection image of the first grating, and therefore the first and second gratings absorb both. Although described as a mold lattice, the present invention is not limited to this. As described above, the present invention is also useful when the refraction angle φ is calculated by performing fringe scanning on the Talbot interference image. Therefore, the first grating is not limited to the absorption type grating but may be a phase type grating. In addition, the method of analyzing the moire fringes formed by superimposing the X-ray image of the first grating and the second grating is not limited to the above-described fringe scanning method. For example, “J. Opt. Soc. Am. Vol. .72, No. 1 (1982) p. 156 ”, various methods using Moire fringes, such as a method using Fourier transform / inverse Fourier transform, are also applicable.
また、本Ｘ線撮影システム１０は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるＸ線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。 Further, although the X-ray imaging system 10 has been described as one that stores or displays an image of the phase shift distribution Φ as a phase contrast image, as described above, the phase shift distribution Φ is a phase determined from the refraction angle φ. The differential amount of the shift distribution Φ is integrated, and the differential amount of the refraction angle φ and the phase shift distribution Φ is also related to the phase change of the X-ray by the subject. Therefore, an image having the refraction angle φ as an image and an image having the differential amount of the phase shift Φ are also included in the phase contrast image.
また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から位相微分像（位相シフト分布Φの微分量）を作成するようにしてもよい。この位相微分像は、検出系の位相ムラを反映している（モアレによる位相ズレ、グリッドの不均一性、線量検出器の屈折等が含まれている）。そして、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から位相微分像を作成し、これからプレ撮影で得られた位相微分像を引くことで、測定系の位相ムラを補正した位相微分像を得ることが出来る。 Alternatively, a phase differential image (a differential amount of the phase shift distribution Φ) may be created from an image group acquired by imaging (pre-imaging) in the absence of a subject. This phase differential image reflects the phase unevenness of the detection system (including phase shift due to moire, grid nonuniformity, refraction of the dose detector, etc.). Then, a phase differential image is created from a group of images acquired by shooting (main shooting) in the presence of a subject, and the phase differential image obtained by pre-shooting is subtracted from this to correct phase irregularity in the measurement system. A phase differential image can be obtained.
図１０は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。 FIG. 10 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
図１０に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として***ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。 A mammography apparatus 80 shown in FIG. 10 is an apparatus that captures an X-ray image (phase contrast image) of the breast B as a subject. The mammography apparatus 80 is disposed at one end of an arm member 81 that is pivotally connected to a base (not shown), and disposed at the other end of the arm member 81. An imaging table 83 and a compression plate 84 configured to be movable in the vertical direction with respect to the imaging table 83 are provided.
Ｘ線源収納部８２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台８３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板８４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台８３との間で***Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したＸ線撮影が行われる。
The X-ray source storage unit 82 stores the X-ray source 11, and the imaging table 83 stores the
なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
Since the X-ray source 11 and the
図１１は、図１０の放射線撮影システムの変形例を示す。 FIG. 11 shows a modification of the radiation imaging system of FIG.
図１１に示すマンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、走査機構３３、及び線量検出器３５により構成されている。図示の例において、線量検出器３５は、被検体Ｂと第２の吸収型格子３２との間に配置されている。
A mammography apparatus 90 shown in FIG. 11 is different from the mammography apparatus 80 described above in that the first absorption type grating 31 is disposed between the X-ray source 11 and the compression plate 84. The first
このように、被検体（***）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１の投影像（Ｇ１像）が被検体Ｂにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Ｂに起因して変調されたモアレ縞をＦＰＤ３０により検出することができる。すなわち、本マンモグラフィ装置９０でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。
Thus, even when the subject (breast) B is located between the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32, it is formed at the position of the second absorption type grating 32. The projection image (G1 image) of the first absorption type grating 31 is deformed by the subject B. Therefore, even in this case, the moiré fringes modulated due to the subject B can be detected by the
そして、本マンモグラフィ装置９０では、第１の吸収型格子３１による遮蔽により、線量がほぼ半減したＸ線が被検体Ｂに照射されることになるため、被検体Ｂの被曝量を、前述したマンモグラフィ装置８０の場合の約半分に低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置９０のように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に被検体を配置することは、前述したＸ線撮影システム１０にも適用することが可能である。 In the present mammography apparatus 90, the X-ray whose dose is almost halved is irradiated to the subject B due to the shielding by the first absorption type grating 31. Therefore, the exposure amount of the subject B is determined as described above. It can be reduced to about half that of the device 80. Note that the arrangement of the subject between the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32 as in the mammography apparatus 90 can also be applied to the X-ray imaging system 10 described above. Is possible.
図１２は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。 FIG. 12 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
Ｘ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、上記第１実施形態のＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。 The X-ray imaging system 100 differs from the X-ray imaging system 10 of the first embodiment in that a multi-slit 103 is provided in the collimator unit 102 of the X-ray source 101. Since other configurations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted.
前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。
In the X-ray imaging system 10 described above, when the distance from the X-ray source 11 to the
マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（第３の吸収型格子）であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。
The multi-slit 103 is an absorption type grating (third absorption type grating) having a configuration similar to that of the first and second
このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ３は、マルチスリット１０３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ３として、次式（１９）を満たすように設定する必要がある。
上記式（１９）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。 Expression (19) indicates that the projection image (G1 image) of the X-rays emitted from the point light sources dispersedly formed by the multi-slit 103 by the first absorption type grating 31 is the position of the second absorption type grating 32. This is a geometric condition for matching (overlapping).
また、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（２０）及び（２１）の関係を満たすように決定される。 In addition, since the position of the multi-slit 103 is substantially the X-ray focal position, the grating pitch p 2 and the interval d 2 of the second absorption grating 32 satisfy the relationship of the following expressions (20) and (21). To be determined.
このように、本Ｘ線撮影システムでは、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット１０３は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。 As described above, in the present X-ray imaging system, the G1 images based on the plurality of point light sources formed by the multi-slit 103 are superimposed, thereby improving the image quality of the phase contrast image without reducing the X-ray intensity. be able to. The multi slit 103 described above can be applied to any of the X-ray imaging systems described above.
図１３は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その放射線画像検出器の構成を示す。 FIG. 13 shows the configuration of the radiation image detector in relation to another example of the radiation imaging system for explaining the embodiment of the present invention.
前述したＸ線撮影システム１０では、第２の吸収型格子３２がＦＰＤ３０とは独立して設けられているが、第２の吸収型格子３２あるいはそれと同等の構成をＸ線画像検出器自体が有していてもよい。具体的な実施態様としては、特開２００９−１３３８２３号公報に開示された構成のＸ線画像検出器を用いることにより、第２の吸収型格子を排することができる。このＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器であって、各画素１２０の電荷収集電極１２１が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群１２２〜１２７を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されている。
In the X-ray imaging system 10 described above, the second absorption type grating 32 is provided independently of the
画素１２０は、ｘ方向及びｙ方向に沿って一定のピッチで２次元配列されており、各画素１２０には、Ｘ線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極１２１が形成されている。電荷収集電極１２１は、第１〜第６の線状電極群１２２〜１２７から構成されており、各線状電極群の線状電極の配列周期の位相がπ／３ずつずれている。具体的には、第１の線状電極群１２２の位相を０とすると、第２の線状電極群１２３の位相はπ／３、第３の線状電極群１２４の位相は２π／３、第４の線状電極群１２５の位相はπ、第５の線状電極群１２６の位相は４π／３、第６の線状電極群１２７の位相は５π／３である。
The
第１〜第６の線状電極群１２２〜１２７はそれぞれ、ｙ方向に延伸した線状電極をｘ方向に所定のピッチｐ２で周期的に配列したものである。この線状電極の配列ピッチｐ２の実質的なピッチｐ２’（製造後の実質的なピッチ）と、電荷収集電極１２１の位置（Ｘ線画像検出器の位置）におけるＧ１像のパターン周期ｐ１’と、ｘ方向に関する画素１２０の配列ピッチＰとの関係は、前述したＸ線撮影システム１０の第２の吸収型格子３２と同様に、式（９）で表されるモアレ縞の周期Ｔに基づき、式（１０）を満たす必要があり、更には、式（１１）を満たすことが好ましい。
Each of the first to sixth
更に、各画素１２０には、電荷収集電極１２１により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群１２８が設けられている。スイッチ群１２８は、第１〜第６の線状電極群１２１〜１２６のそれぞれに設けられたＴＦＴスイッチからなる。第１〜第６の線状電極群１２１〜１２６により収集された電荷を、スイッチ群１２８を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、互いに位相の異なる６種類の縞画像を取得することができ、この６種類の縞画像に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。
Furthermore, each
このように構成されたＸ線画像検出器を、例えば前述したＸ線撮影システム１０に適用した場合に、撮影部１２から第２の吸収型格子３２が不要となり、更に、一度の撮影で複数の位相成分の縞画像を取得することができるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、走査機構３３も排することができる。それにより、コスト削減とともに、撮影部のさらなる薄型化を図ることができる。この場合に、線量検出器３５は、被写体Ｈと第１の吸収型格子３１との間、あるいは第１の吸収型格子３１と上記のＸ線画像検出器との間に配置され得るが、線量検出器３５でのＸ線の屈折の影響を考慮して、好ましくは、第１の吸収型格子３１と上記のＸ線画像検出器との間に配置され、更に好ましくは上記のＸ線画像検出器に隣接して配置される。なお、電荷収集電極の構成には、上記構成に代えて、特開２００９−１３３８２３号公報に記載のその他の構成を用いることも可能である。
For example, when the X-ray image detector configured as described above is applied to the X-ray imaging system 10 described above, the second absorption type grating 32 is not required from the
図１４は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。 FIG. 14 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
前述したＸ線撮影システム１０において、縞走査により得られる位相コントラスト画像は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部の周期配列方向（ｘ方向）のＸ線の屈折成分に基づくものであり、Ｘ線遮蔽部の延伸方向（ｙ方向）の屈折成分は含まれていない。このため、被検体Ｈの形状と向きによっては描出できない部位が存在する。例えば、関節軟骨の荷重面の方向をｙ方向に合わせると、荷重面に垂直な形状を有する軟骨周辺組織（腱や靭帯など）は描出が不十分になると考えられる。被写体Ｈを動かすことにより、描出が不十分な部位を再度撮影することは可能ではあるが、被検体Ｈ及び術者の負担が増えることに加え、再度撮影した画像との位置再現性を担保することが難しいといった問題がある。
In the X-ray imaging system 10 described above, the phase contrast image obtained by the fringe scanning is an X-ray refraction component in the periodic array direction (x direction) of the X-ray shielding portions of the first and
そこで、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の格子面の中心に直交する仮想線（Ｘ線の光軸Ａ）を中心として、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を、第１の向きから一体的に回転させて、第２の向きとする格子回転機構１０５を設け、第１の向きと第２の向きとのそれぞれにおいて位相コントラスト画像を生成するように構成することも好適である。
Accordingly, the first and
なお、図示の例では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を９０°回転させ、第１の向きと第２の向きとが直交しているが、第１の向きと第２の向きとが交差する限りにおいて第１及び第２の吸収型格子３１，３２の回転角度は９０°に限られるものではない。また、この格子回転機構１０５は、ＦＰＤ３０とは別に第１及び第２の吸収型格子３１，３２のみを一体的に回転させるものであってもよいし、第１及び第２の吸収型格子３１，３２とともにＦＰＤ３０を一体的に回転させるものであってもよい。更に、マルチスリット１０３を備える場合は、第１及び第２の吸収型格子３１,３２と回転が一致するように、マルチスリット１０３及びコリメータ１０９、若しくはこれらが一体で形成された放射線源を回転させる。更に、格子回転機構１０５を用いた第１及び第２の向きにおける位相コントラスト画像の生成は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。
In the illustrated example, the first and
図１５は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その演算部の構成を示す。 FIG. 15 shows the configuration of the calculation unit of another example of the radiation imaging system for describing the embodiment of the present invention.
前述した各Ｘ線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像（位相コントラスト画像）が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検者の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。 According to each X-ray imaging system described above, a high-contrast image (phase contrast image) of an X-ray weakly absorbing object that has been difficult to draw can be obtained. In addition, an absorption image is referred to corresponding to the phase contrast image. What you can do will help you interpret. For example, it is effective to supplement the portion that could not be represented by the absorption image with the information of the phase contrast image by superimposing the absorption image and the phase contrast image by appropriate processing such as weighting, gradation, and frequency processing. However, capturing an absorption image separately from the phase contrast image makes it difficult to superimpose images due to the shift in the shooting position between the phase contrast image capture and the absorption image capture. Increasing the burden on the subject. In recent years, small-angle scattered images have attracted attention in addition to phase contrast images and absorption images. The small-angle scattered image can express tissue properties resulting from the fine structure inside the subject tissue, and is expected as a new expression method for image diagnosis in the fields of cancer and cardiovascular diseases.
そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から、吸収画像や小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部１９０を用いる。演算処理部１９０は、位相コントラスト画像生成部１９１、吸収画像生成部１９２、小角散乱画像生成部１９３が構成されている。これらは、いずれもｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置で得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部１９１は、前述の手順に従って位相コントラスト画像を生成する。
Therefore, this X-ray imaging system uses an arithmetic processing unit 190 that can generate an absorption image and a small-angle scattered image from a plurality of images acquired for a phase contrast image. The arithmetic processing unit 190 includes a phase contrast
吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を、図１６に示すように、ｋについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。
The absorption
なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成するようにしてもよい。この吸収像は、検出系の透過率ムラを反映している（グリッドの透過率ムラ、線量検出器の吸収の影響等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の透過率ムラを補正するための補正係数マップを作成することが出来る。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の透過率ムラを補正した、被写体の吸収像を得ることが出来る。 Note that an absorption image may be created from an image group acquired by photographing (pre-photographing) without a subject. This absorption image reflects the transmittance unevenness of the detection system (including information such as the transmittance unevenness of the grid and the influence of the absorption of the dose detector). Therefore, a correction coefficient map for correcting the transmittance unevenness of the detection system can be created from this image. Absorption of the subject, in which an absorption image is created from a group of images obtained by shooting in the state of the subject (main shooting), and the above-described correction coefficient is applied to each pixel, thereby correcting the transmittance unevenness of the detection system. An image can be obtained.
小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる画素データＩｋ（ｘ，ｙ）の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。
The small angle scattered
なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成するようにしてもよい。この小角散乱画像は、検出系の振幅値ムラを反映している（グリッドのピッチ不均一性、開口率不均一性、グリッド間の相対位置ズレによる不均一性等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の振幅値ムラを補正するための補正係数マップを作成することが出来る。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の振幅値ムラを補正した、被写体の小角散乱画像を得ることが出来る。 Note that a small-angle scattered image may be created from an image group acquired by shooting (pre-shooting) in the absence of a subject. This small-angle scattered image reflects the amplitude value unevenness of the detection system (including information such as grid pitch non-uniformity, aperture ratio non-uniformity, and non-uniformity due to relative displacement between grids). . Therefore, a correction coefficient map for correcting the amplitude irregularity of the detection system can be created from this image. A small-angle scattered image is created from a group of images acquired by shooting (main shooting) in the presence of the subject, and the amplitude value unevenness of the detection system is corrected by applying the correction coefficient described above to each pixel. A small-angle scattered image can be obtained.
本Ｘ線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から吸収画像や小角散乱画像を生成するので、吸収画像や小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像や小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となる。 According to the present X-ray imaging system, an absorption image and a small angle scattered image are generated from a plurality of images acquired for the phase contrast image of the subject. No deviation occurs, and the phase contrast image can be satisfactorily superimposed with the absorption image or the small-angle scattered image.
前述の各Ｘ線撮影システムでは、放射線として一般的なＸ線を用いる場合について説明したが、本発明に用いられる放射線はＸ線に限られるものではなく、α線、γ線等のＸ線以外の放射線を用いることも可能である。 In each of the above-described X-ray imaging systems, the case where general X-rays are used as radiation has been described. However, the radiation used in the present invention is not limited to X-rays, but other than X-rays such as α rays and γ rays. It is also possible to use other radiation.
以上、説明したように、本明細書には、第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する格子パターンと、前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記格子パターンを通過する放射線の進行方向に前記格子パターンより上流に位置し、入射する放射線量を検出する線量検出器と、を備える放射線撮影装置。 As described above, the present specification includes a first grating and a grating pattern having a period substantially matching the pattern period of a radiation image formed by radiation that has passed through the first grating; A radiation image detector for detecting the radiation image masked by the grating pattern; a dose detector for detecting an incident radiation dose positioned upstream of the grating pattern in a traveling direction of radiation passing through the grating pattern; A radiation imaging apparatus comprising:
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記線量検出器が、前記第１の格子と前記格子パターンとの間に配置されている。 In the radiation imaging apparatus disclosed in this specification, the dose detector is disposed between the first grating and the grating pattern.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像のパターン周期が、その周期方向に関する前記線量検出器の受光部の寸法より長い。 In the radiation imaging apparatus disclosed in this specification, the pattern period of the radiation image masked by the lattice pattern is longer than the dimension of the light receiving unit of the dose detector in the period direction.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記第１の格子に対する前記格子パターンの相対姿勢及び相対位置の少なくともいずれか一方を変化させ、前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像のパターン周期を変化させる変更機構を更に備える。 Further, the radiographic apparatus disclosed in the specification changes at least one of a relative posture and a relative position of the lattice pattern with respect to the first lattice, and the radiation image masked by the second lattice. And a change mechanism for changing the pattern period.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記変更機構が、前記第１の格子に照射される放射線の光軸まわりに、前記第１の格子及び前記格子パターンの少なくともいずれか一方を回転させる。 Further, in the radiation imaging apparatus disclosed in this specification, the changing mechanism causes at least one of the first grating and the grating pattern to be arranged around an optical axis of radiation irradiated to the first grating. Rotate.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記変更機構が、前記第１の格子に照射される放射線の光軸に対して、前記第１の格子及び前記格子パターンの少なくともいずれか一方を傾斜させる。 Further, in the radiographic apparatus disclosed in this specification, the change mechanism has at least one of the first grating and the grating pattern with respect to an optical axis of radiation applied to the first grating. Tilt.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記変更機構が、前記第１の格子に照射される放射線の光軸に沿って前記第１の格子及び前記格子パターンの少なくともいずれか一方を移動させる。 Further, in the radiation imaging apparatus disclosed in this specification, the changing mechanism may change at least one of the first grating and the grating pattern along an optical axis of radiation irradiated on the first grating. Move.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記格子パターンが、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の相対位置に置かれる。 Further, in the radiation imaging apparatus disclosed in this specification, the grating pattern is placed at a plurality of relative positions having different phases from each other with respect to the radiation image.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記格子パターンが、第２の格子であって、前記第１の格子及び前記第２の格子のいずれか一方を移動させ、前記第２の格子を前記放射線像に対して前記複数の相対位置に置く走査機構を更に備える。 Further, in the radiation imaging apparatus disclosed in this specification, the lattice pattern is a second lattice, and the second lattice is moved, and the second lattice is moved. A scanning mechanism is further provided that places a grating at the plurality of relative positions with respect to the radiation image.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記線量検出器が、前記第２の格子に隣接して配置される。 In the radiation imaging apparatus disclosed in this specification, the dose detector is disposed adjacent to the second grating.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記格子パターンが、前記放射線画像検出器に設けられている。 In the radiation imaging apparatus disclosed in this specification, the lattice pattern is provided in the radiation image detector.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記放射線画像検出器が、放射線を電荷に変換する変換層と、前記変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極と、を画素毎に備え、前記電荷収集電極は、前記放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する線状電極群を複数含み、前記複数の線状電極群は、互いに位相が異なるように配列されており、前記格子パターンは、前記複数の線状電極群の各々により構成されている。 Further, in the radiation imaging apparatus disclosed in this specification, the radiological image detector includes a conversion layer that converts radiation into electric charge, and a charge collection electrode that collects electric charge converted in the conversion layer, for each pixel. The charge collection electrode includes a plurality of linear electrode groups having a period substantially matching the pattern period of the radiation image, and the plurality of linear electrode groups are arranged so that their phases are different from each other. The lattice pattern is constituted by each of the plurality of linear electrode groups.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記線量検出器が、前記放射線画像検出器に隣接して設けられている。 In the radiographic apparatus disclosed in this specification, the dose detector is provided adjacent to the radiographic image detector.
また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記第１の格子に向けて放射線を照射する放射線源を更に備える。 The radiation imaging apparatus disclosed in the present specification further includes a radiation source that irradiates radiation toward the first grating.
また、本明細書には、上記いずれかの放射線撮影装置と、前記線量検出器で検出される線量に基づいて露光制御する制御部と、を備える放射線撮影システムが開示されている。 Further, the present specification discloses a radiographic system including any one of the radiographic apparatuses described above and a control unit that performs exposure control based on the dose detected by the dose detector.
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記格子パターンが、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の相対位置に置かれ、前記放射線画像検出器が、前記格子パターンが互いに異なる前記相対位置に置かれる各撮影ステップにおいて、前記格子パターンによってマスキングされる前記放射線像を検出し、前記制御部が、前記各撮影ステップの間で、前記線量検出器で検出される線量が一定となるように露光制御する。 Further, in the radiation imaging system disclosed in this specification, the lattice pattern is placed at a plurality of relative positions having different phases with respect to the radiation image, and the radiation image detector has the lattice pattern different from each other. In each imaging step placed at the relative position, the radiation image masked by the lattice pattern is detected, and the dose detected by the dose detector is constant between the imaging steps. The exposure is controlled so that
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記放射線検出器の前記放射線画像検出器で取得される放射線画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算部を更に備える。 Further, the radiation imaging system disclosed in this specification calculates a distribution of refraction angles of radiation incident on the radiation image detector from a radiation image acquired by the radiation image detector of the radiation detector, A calculation unit is further provided for generating a phase contrast image of the subject based on the distribution of the refraction angles.
１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源
１２ 撮影部
１３ コンソール
３０ ＦＰＤ
３１ 第１の吸収型格子
３２ 第２の吸収型格子
３３ 走査機構
３５ 線量検出器
４０ 画素
10 X-ray imaging system 11
31 First
Claims (17)
前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する格子パターンと、
前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
前記格子パターンを通過する放射線の進行方向に前記格子パターンより上流に位置し、入射する放射線量を検出する線量検出器と、
を備える放射線撮影装置。 A first lattice;
A grating pattern having a period substantially matching a pattern period of a radiation image formed by radiation that has passed through the first grating;
A radiation image detector for detecting the radiation image masked by the lattice pattern;
A dose detector that is located upstream of the grating pattern in the traveling direction of the radiation passing through the grating pattern and detects the amount of incident radiation;
A radiographic apparatus comprising:
前記線量検出器は、前記第１の格子と前記格子パターンとの間に配置されている放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 1,
The dose detector is a radiographic apparatus arranged between the first grating and the grating pattern.
前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像のパターン周期が、その周期方向に関する前記線量検出器の受光部の寸法より長い放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 1 or 2, wherein
A radiation imaging apparatus, wherein a pattern period of the radiation image masked by the lattice pattern is longer than a dimension of a light receiving unit of the dose detector with respect to the period direction.
前記第１の格子に対する前記格子パターンの相対姿勢及び相対位置の少なくともいずれか一方を変化させ、前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像のパターン周期を変更する変更機構をさらに備える放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 1, wherein
A radiation imaging apparatus further comprising: a changing mechanism that changes a pattern period of the radiation image masked by the second grating by changing at least one of a relative posture and a relative position of the grating pattern with respect to the first grating. .
前記変更機構は、前記第１の格子に照射される放射線の光軸まわりに、前記第１の格子及び前記格子パターンの少なくともいずれか一方を回転させる放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 4,
The change mechanism is a radiation imaging apparatus that rotates at least one of the first grating and the grating pattern around an optical axis of radiation applied to the first grating.
前記変更機構は、前記第１の格子に照射される放射線の光軸に対して、前記第１の格子及び前記格子パターンの少なくともいずれか一方を傾斜させる放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 4,
The change mechanism is a radiation imaging apparatus that tilts at least one of the first grating and the grating pattern with respect to an optical axis of radiation applied to the first grating.
前記変更機構は、前記第１の格子に照射される放射線の光軸に沿って前記第１の格子及び前記格子パターンの少なくともいずれか一方を移動させる放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 4,
The change mechanism is a radiation imaging apparatus that moves at least one of the first grating and the grating pattern along an optical axis of radiation applied to the first grating.
前記格子パターンは、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の相対位置に置かれる放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to any one of claims 1 to 7,
The radiographic apparatus in which the lattice pattern is placed at a plurality of relative positions whose phases are different from each other with respect to the radiation image.
前記格子パターンは、第２の格子であって、
前記第１の格子及び前記第２の格子のいずれか一方を移動させ、前記第２の格子を前記放射線像に対して前記複数の相対位置に置く走査機構をさらに備える放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 8, wherein
The lattice pattern is a second lattice,
A radiation imaging apparatus further comprising: a scanning mechanism that moves one of the first grating and the second grating and places the second grating at the plurality of relative positions with respect to the radiation image.
前記線量検出器は、前記第２の格子に隣接して配置される放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 9, wherein
The dose detector is a radiation imaging apparatus arranged adjacent to the second grating.
前記格子パターンは、前記放射線画像検出器に設けられている放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 8, wherein
The grid pattern is a radiation imaging apparatus provided in the radiation image detector.
前記放射線画像検出器は、放射線を電荷に変換する変換層と、前記変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極と、を画素毎に備え、
前記電荷収集電極は、前記放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する線状電極群を複数含み、
前記複数の線状電極群は、互いに位相が異なるように配列されており、
前記格子パターンは、前記複数の線状電極群の各々により構成されている放射線撮影装置。 The radiation imaging apparatus according to claim 11,
The radiation image detector includes, for each pixel, a conversion layer that converts radiation into charges, and a charge collection electrode that collects charges converted in the conversion layer,
The charge collection electrode includes a plurality of linear electrode groups having a period substantially matching the pattern period of the radiation image,
The plurality of linear electrode groups are arranged so that their phases are different from each other,
The grid pattern is a radiation imaging apparatus configured by each of the plurality of linear electrode groups.
前記線量検出器は、前記放射線画像検出器に隣接して設けられている放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to claim 11 or 12,
The dose detector is a radiation imaging apparatus provided adjacent to the radiation image detector.
前記第１の格子に向けて放射線を照射する放射線源をさらに備える放射線撮影装置。 The radiographic apparatus according to any one of claims 1 to 13, wherein
A radiation imaging apparatus further comprising a radiation source that irradiates radiation toward the first grating.
前記線量検出器で検出される線量に基づいて露光制御する制御部と、
を備える放射線撮影システム。 The radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 14,
A control unit for controlling exposure based on a dose detected by the dose detector;
A radiography system comprising:
前記格子パターンは、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の相対位置に置かれ、
前記放射線画像検出器は、前記格子パターンが互いに異なる前記相対位置に置かれる各撮影ステップにおいて、前記格子パターンによってマスキングされる前記放射線像を検出し、
前記制御部は、前記各撮影ステップの間で、前記線量検出器で検出される線量が一定となるように露光制御する放射線撮影システム。 The radiographic system according to claim 15,
The grating pattern is placed at a plurality of relative positions with different phases with respect to the radiation image,
The radiological image detector detects the radiographic image masked by the grid pattern in each imaging step in which the grid pattern is placed at the relative position different from each other,
The said control part is a radiography system which controls exposure so that the dose detected by the said dose detector becomes fixed between each said imaging step.
前記放射線検出器の前記放射線画像検出器で取得される放射線画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算部をさらに備える放射線撮影システム。 The radiation imaging system according to claim 16, comprising:
The distribution of the refraction angle of the radiation incident on the radiation image detector is calculated from the radiation image acquired by the radiation image detector of the radiation detector, and the phase contrast image of the subject is calculated based on the distribution of the refraction angle. A radiation imaging system further comprising a calculation unit for generating the.
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