JP2014138625A - Radiographic apparatus and image processing method - Google Patents

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To create a phase differential image in which an edge part of a subject to be examined is high in visibility.SOLUTION: An X-ray image detector detects an X-ray that has been emitted from an X-ray source and has passed through a first grid and a second grid, and creates image data. A phase differential image creation part creates a phase differential image based on the image data detected by the X-ray image detector. A partial inversion processing part partially inverts the phase differential image by taking an absolute value, and aligns the direction of peaks S1 and S2 generated in the phase differential image. A DR compression processing part compresses the gradation of a region where no values are present as a result of the partial inversion (negative region), and performs DR compression processing for assigning the gradation to a region where values are present (positive region).

Description

本発明は、格子を用いて位相イメージングを行う放射線撮影装置及び画像処理方法に関する。   The present invention relates to a radiation imaging apparatus and an image processing method for performing phase imaging using a grating.

放射線、例えばＸ線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被検体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。   Radiation, such as X-rays, has a characteristic that it attenuates depending on the atomic number of the elements constituting the substance, and the density and thickness of the substance, so it is used as a probe for seeing through the inside of the subject. Yes. X-ray imaging is widely used in fields such as medical diagnosis and non-destructive 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、被検体の透過像を撮影する。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射されたＸ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器の画素に入射する。この結果、被検体のＸ線吸収像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）が広く用いられている。   In a general X-ray imaging apparatus, a subject is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects X-rays, and a transmission image of the subject is taken. In this case, the X-rays emitted from the X-ray source toward the X-ray image detector correspond to the difference in the characteristics (atomic number, density, thickness) of the substances existing on the path to the X-ray image detector. After receiving a certain amount of attenuation (absorption), it enters the pixel of the X-ray image detector. As a result, an X-ray absorption image of the subject is detected and imaged by the X-ray image detector. As an X-ray image detector, in addition to a combination of an X-ray intensifying screen and a film and a stimulable phosphor, a flat panel detector (FPD) using a semiconductor circuit is widely used.

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るため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収像に十分な濃淡（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線吸収能の差が小さいため、コントラストが得られにくい。   However, since the X-ray absorption ability is lower as a substance composed of an element having a smaller atomic number, there is a problem that a soft tissue or soft material of a living body cannot obtain a sufficient contrast (contrast) in an X-ray absorption image. 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.

近年、被検体のＸ線吸収能の違いによるＸ線の強度変化に代えて、被検体の屈折率の違いによるＸ線の位相変化に基づいた位相コントラスト画像を得るＸ線位相イメージングの開発が進められている。この位相変化に基づいた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取得することができる。   In recent years, the development of X-ray phase imaging that obtains a phase contrast image based on a phase change of X-rays due to a difference in the refractive index of the subject instead of a change in X-ray intensity due to a difference in the X-ray absorption ability of the subject has been advanced. It has been. In X-ray phase imaging based on this phase change, a high-contrast image can be acquired even for a weakly absorbing object with low X-ray absorption capability.

このようなＸ線位相イメージングを可能とするＸ線撮影装置として、Ｘ線源とＸ線画像検出器との間に、第１及び第２の格子を所定の間隔で平行に配置し、Ｘ線源から第１及び第２の格子を通過することにより生成されるＸ線像をＸ線画像検出器で撮影することにより位相コントラス画像を取得するＸ線撮影装置が提案されている（例えば、特許文献１，２参照）。   As an X-ray imaging apparatus capable of such X-ray phase imaging, first and second gratings are arranged in parallel at a predetermined interval between an X-ray source and an X-ray image detector. An X-ray imaging apparatus has been proposed that acquires a phase contrast image by imaging an X-ray image generated by passing a first and second grating from a source with an X-ray image detector (for example, a patent) References 1 and 2).

特許文献１，２に記載のＸ線撮影装置では、第１の格子に対して第２の格子を、格子方向にほぼ垂直な方向に、格子ピッチよりも小さい所定量ずつ相対的に並進移動させながら、並進移動を行うたびに撮影を行って複数の画像データを生成し、これらの複数の画像データに基づいて、被検体との相互作用によって生じたＸ線の位相変化量を検出して位相微分画像を生成する縞走査法が行われる。この位相微分画像に基づいて被検体の位相コントラスト画像を取得することができる。特許文献２には、位相コントラスト画像のほか、位相微分画像を被検体の表示画像としてモニタに表示することが記載されている。   In the X-ray imaging apparatuses described in Patent Documents 1 and 2, the second grating is relatively translated relative to the first grating by a predetermined amount smaller than the grating pitch in a direction substantially perpendicular to the grating direction. However, each time translation is performed, imaging is performed to generate a plurality of image data, and based on the plurality of image data, the phase change amount of the X-ray generated by the interaction with the subject is detected and the phase is detected. A fringe scanning method for generating a differential image is performed. A phase contrast image of the subject can be acquired based on the phase differential image. Patent Document 2 describes that in addition to a phase contrast image, a phase differential image is displayed on a monitor as a display image of a subject.

特開２００８−２００３６１号公報JP 2008-200361 A ＷＯ２００８／１０２６５４号公報WO2008 / 102654

しかしながら、上記方法で生成される位相微分画像には、被検体Ｈのエッジ部分にピークが生じるが、被検体Ｈの一方側のエッジ部分と、他方のエッジ部分とでピーク方向の正負が逆となる。このため、例えば、位相微分画像を白黒表示した場合には、被検体Ｈの一方のエッジ部分が白色、他方のエッジ部分が黒色となり、非常に視認性が悪い。また、それぞれのエッジ部分が全体の約半分の階調で表されることも、位相微分画像の視認性が低い原因である。   However, in the phase differential image generated by the above method, a peak occurs at the edge portion of the subject H, but the positive and negative of the peak direction is reversed between the one edge portion of the subject H and the other edge portion. Become. For this reason, for example, when the phase differential image is displayed in black and white, one edge portion of the subject H is white and the other edge portion is black, and the visibility is very poor. In addition, the fact that each edge portion is represented by about half of the whole gradation is also a cause of low visibility of the phase differential image.

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、被検体のエッジ部分の視認性が向上された位相微分画像を生成することを可能とする放射線撮影装置及び画像処理方法を提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of the above problems, and provides a radiation imaging apparatus and an image processing method capable of generating a phase differential image with improved visibility of an edge portion of a subject. Objective.

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、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、前記放射線画像検出器により生成された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、前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃える部分反転処理部と、を備えることを特徴とする。   In order to achieve the above object, a radiation imaging apparatus according to the present invention includes a radiation image detector that detects radiation emitted from a radiation source to generate image data, and a space between the radiation source and the radiation image detector. A phase differential image generating unit that generates a phase differential image based on image data generated by the radiation image detector, and a phase differential image generated by the phase differential image generation unit And a partial inversion processing unit that partially inverts and aligns the peak direction.

本発明の放射線撮影装置は、前記部分反転処理部により位相微分画像が部分的に反転された後、値が存在しなくなった領域の階調を圧縮し、値が存在する領域に階調を割り当てるダイナミックレンジ圧縮処理部を備える。   In the radiographic apparatus according to the present invention, after the phase differential image is partially inverted by the partial inversion processing unit, the gradation of the area where the value no longer exists is compressed, and the gradation is assigned to the area where the value exists A dynamic range compression processing unit is provided.

本発明の放射線撮影装置は、被検体を配置しない状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像を補正画像として記憶する補正画像記憶部と、被検体を配置した状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像から、前記補正画像記憶部に記憶された補正画像を減算する補正処理部とを備え、前記部分反転処理部は、前記補正処理部によって補正された補正済みの位相微分画像を部分的に反転する。   The radiation imaging apparatus of the present invention includes a correction image storage unit that stores a phase differential image generated by the phase differential image generation unit as a correction image in a state in which no subject is disposed, and the phase differential in a state in which the subject is disposed. A correction processing unit that subtracts the correction image stored in the correction image storage unit from the phase differential image generated by the image generation unit, and the partial inversion processing unit is corrected by the correction processing unit The phase differential image is partially inverted.

前記部分反転処理部は、絶対値を取ることにより位相微分画像を部分的に反転する。   The partial inversion processing unit partially inverts the phase differential image by taking an absolute value.

本発明の放射線撮影装置は、前記補正済みの位相微分画像を、前記格子の格子方向に直交する方向に沿って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。   The radiation imaging apparatus of the present invention includes a phase contrast image generation unit that generates a phase contrast image by integrating the corrected phase differential image along a direction orthogonal to the grating direction of the grating.

前記放射線画像検出器の検出面は、被検体を透過した放射線が入射する被検体検出領域と、放射線が被検体を透過せずにそのまま入射する素抜け領域とに区分されており、前記部分反転処理部は、前記素抜け領域に対応する位相微分画像の値を基準として位相微分画像を部分的に反転する。この場合、前記素抜け領域の放射線入射側に、放射線吸収性を有する平板状の吸収板を備えることが好ましい。   The detection surface of the radiological image detector is divided into an object detection area where the radiation transmitted through the object enters and an uncovered area where the radiation enters without being transmitted through the object, and the partial inversion The processing unit partially inverts the phase differential image with reference to the value of the phase differential image corresponding to the blank region. In this case, it is preferable that a flat absorption plate having radiation absorption is provided on the radiation incident side of the blank region.

本発明の放射線撮影装置は、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に、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することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子とからなる２つの格子を備え、前記放射線画像検出器は、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。   The radiation imaging apparatus of the present invention includes a first grating that generates a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source between the radiation source and the radiation image detector; Two periodic patterns formed by partially shielding one periodic pattern image to generate a second periodic pattern image, and the radiation image detector includes the second periodic pattern image. Detect and generate image data.

本発明の放射線撮影装置は、前記第１の格子に対する第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成し、前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。   The radiation imaging apparatus of the present invention includes a scanning unit that changes a relative position of the second grating with respect to the first grating and sequentially sets a plurality of scanning positions, and the radiological image detector is provided at each of the scanning positions. The second periodic pattern image is detected to generate image data, and the phase differential image generation unit generates a phase differential image based on a plurality of image data generated by the radiation image detector.

前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を前記第２の格子に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。   The first grating is an absorptive grating and generates the first periodic pattern image by geometrically optically projecting incident radiation onto the second grating.

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。   The first grating may be an absorption grating or a phase grating, and may generate a Talbot effect on incident radiation to generate the first periodic pattern image.

本発明の放射線撮影装置は、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。   The radiation imaging apparatus of the present invention includes a multi-slit that partially blocks the radiation emitted from the radiation source and disperses the focal point.

本発明の画像処理方法は、放射線源から放射された放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、を備えた放射線撮影装置に画像処理方法において、前記放射線画像検出器により生成された画像データに基づいて位相微分画像を生成し、この位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃えることを特徴とする。   The image processing method of the present invention includes a radiation image detector that detects radiation emitted from a radiation source and generates image data, and at least one grating disposed between the radiation source and the radiation image detector. In the image processing method in the radiation imaging apparatus, the phase differential image is generated based on the image data generated by the radiological image detector, and the phase differential image is partially inverted to align the peak direction. It is characterized by that.

本発明によれば、位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃えるので、被検体のエッジ部分の視認性が向上された位相微分画像を生成することができる。   According to the present invention, the phase differential image is partially inverted to align the peak direction, so that a phase differential image with improved visibility of the edge portion of the subject can be generated.

また、本発明によれば、部分反転処理部により位相微分画像が部分的に反転された後、値が存在しなくなった領域の階調を圧縮し、値が存在する領域に階調を割り当てるダイナミックレンジ圧縮処理を行うので、さらに視認性が向上された位相微分画像を生成することができる。   Further, according to the present invention, after the phase differential image is partially inverted by the partial inversion processing unit, the gradation of the area where the value no longer exists is compressed, and the gradation is assigned to the area where the value exists. Since the range compression process is performed, a phase differential image with further improved visibility can be generated.

Ｘ線撮影装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of an X-ray imaging apparatus. Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of a X-ray image detector. 第１及び第２の格子の構成を示す概略側面図である。It is a schematic side view which shows the structure of the 1st and 2nd grating | lattice. 第２の格子の並進移動を説明する図である。It is a figure explaining the translational movement of a 2nd grating | lattice. 強度変調信号を例示するグラフである。It is a graph which illustrates an intensity modulation signal. 画像処理部の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of an image process part. 被検体のｘ方向に沿う位相微分画像のプロファイルを示す図であり、（Ａ）は処理前のプロファイル、（Ｂ）は部分反転処理後のプロファイル、（Ｃ）はＤＲ圧縮処理後のプロファイルを示す。It is a figure which shows the profile of the phase differential image in alignment with the x direction of a subject, (A) shows the profile before a process, (B) shows the profile after a partial inversion process, (C) shows the profile after DR compression process. . 別実施形態における画像処理部の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the image process part in another embodiment. 検出面に区分された被検体検出領域及び素抜け領域を示す平面図である。It is a top view which shows the to-be-examined object detection area | region and the omission area | region divided into the detection surface. 素抜け領域のＸ線入射側に配置する吸収板を示す概略斜視図である。It is a schematic perspective view which shows the absorption board arrange | positioned at the X-ray incident side of a blank area | region.

（第１の実施形態）
図１において、Ｘ線撮影装置１０は、Ｘ線源１１、撮影部１２、メモリ１３、画像処理部１４、画像記録部１５、撮影制御部１６、コンソール１７、及びシステム制御部１８を備えている。Ｘ線源１１は、例えば、回転陽極型のＸ線管と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータとを有し、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, an imaging unit 12, a memory 13, an image processing unit 14, an image recording unit 15, an imaging control unit 16, a console 17, and a system control unit 18. . The X-ray source 11 includes, for example, a rotary anode type X-ray tube and a collimator that limits an X-ray irradiation field, and emits X-rays toward the subject H.

撮影部１２は、Ｘ線画像検出器２０と、第１及び第２の格子２１，２２とからなる。第１及び第２の格子２１，２２は、吸収型格子であり、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２０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、検出面２０ａがｚ方向に直交するように配置されている。   The imaging unit 12 includes an X-ray image detector 20 and first and second gratings 21 and 22. The first and second gratings 21 and 22 are absorption gratings, and are disposed to face the X-ray source 11 with respect to the z direction that 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 20 is a flat panel detector using a semiconductor circuit, for example, and is disposed behind the second grating 22 so that the detection surface 20a 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を備えている。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方向に沿って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方向に沿って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を備えている。Ｘ線吸収部２１ａ，２２ａは、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等のＸ線吸収性を有する金属からなる。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からなる。   The first grating 21 includes a plurality of X-ray absorption parts 21a and X-ray transmission parts 21b that are extended in the y direction, which is one direction in the grating plane orthogonal to the z direction. The X-ray absorption part 21a and the X-ray transmission part 21b are alternately arranged along the x direction orthogonal to the z direction and the y direction, forming a striped pattern. Similar to the first grating 21, the second grating 22 includes a plurality of X-ray absorbing parts 22a and X-ray transmitting parts 22b that are extended in the y direction and are alternately arranged along the x direction. The X-ray absorption parts 21a and 22a are made of a metal having X-ray absorption such as gold (Au) or platinum (Pt). The X-ray transmission portions 21b and 22b are made of a material having X-ray transmission properties such as silicon (Si) or resin.

第１の格子２１は、Ｘ線源１１から放射された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。Ｇ１像は、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。   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). The G1 image substantially matches the lattice pattern of the second lattice 22.

Ｘ線画像検出器２０は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。メモリ１３は、Ｘ線画像検出器２０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１４は、メモリ１３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１５は、後述する表示用位相微分画像や位相コントラスト画像を記録する。撮影制御部１６は、Ｘ線源１１及び撮影部１２の制御を行う。   The X-ray image detector 20 detects the G2 image and generates image data. The memory 13 temporarily stores the image data read from the X-ray image detector 20. The image processing unit 14 generates a phase differential image based on the image data stored in the memory 13, and generates a phase contrast image based on the phase differential image. The image recording unit 15 records a display phase differential image and a phase contrast image, which will be described later. The imaging control unit 16 controls the X-ray source 11 and the imaging unit 12.

撮影部１２には、第２の格子２２をｘ方向に並進移動させ、第１の格子２１に対する第２の格子２２の相対位置を変更する走査機構２３が設けられている。走査機構２３は、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。走査機構２３は、後述する縞走査の際に、撮影制御部１６の制御に基づいて駆動される。詳しくは後述するが、メモリ１３には、縞走査の各走査位置でＸ線画像検出器２０により撮影される画像データがそれぞれ記憶される。   The imaging unit 12 is provided with a scanning mechanism 23 that translates the second grating 22 in the x direction and changes the relative position of the second grating 22 with respect to the first grating 21. The scanning mechanism 23 is configured by an actuator such as a piezoelectric element. The scanning mechanism 23 is driven based on the control of the imaging control unit 16 at the time of stripe scanning described later. As will be described in detail later, the memory 13 stores image data photographed by the X-ray image detector 20 at each scanning position of fringe scanning.

コンソール１７は、撮影条件の設定や撮影実行指示等の操作を可能とする操作部１７ａと、撮影情報や、表示用位相微分画像、位相コントラスト画像等の表示を行うモニタ１７ｂを備えている。システム制御部１８は、操作部１７ａ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 console 17 includes an operation unit 17a that enables operations such as setting of shooting conditions and a shooting execution instruction, and a monitor 17b that displays shooting information, a phase differential image for display, a phase contrast image, and the like. The system control unit 18 comprehensively controls each unit in accordance with a signal input from the operation unit 17a.

図２において、Ｘ線画像検出器２０は、入射Ｘ線によりアモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等の半導体膜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３０が２次元状に多数配列されたものである。また、Ｘ線画像検出器２０は、画素３０の行ごとに設けられたゲート走査線３３と、各ゲート走査線３３にＴＦＴ３２をオンオフするための走査信号を付与する走査回路３４と、画素３０の列ごとに設けられた信号線３５と、信号線３５を介して画素３０から電荷を読み出し、画像データに変換して出力する読み出し回路３６とから構成されている。なお、各画素３０の詳細な層構成については、特開２００２−２６３００号公報に記載されている層構成と同様である。   In FIG. 2, an X-ray image detector 20 collects charges generated in a semiconductor film such as amorphous selenium (a-Se) by incident X-rays, and reads out the charges collected by the pixel electrodes 31. A plurality of pixels 30 each having a thin film transistor (TFT) 32 are two-dimensionally arranged. The X-ray image detector 20 includes a gate scanning line 33 provided for each row of the pixels 30, a scanning circuit 34 that applies a scanning signal for turning on and off the TFT 32 to each gate scanning line 33, A signal line 35 is provided for each column, and a readout circuit 36 that reads out charges from the pixels 30 via the signal lines 35, converts the charges into image data, and outputs the image data. The detailed layer configuration of each pixel 30 is the same as the layer configuration described in JP-A-2002-26300.

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）等により構成されている。積分アンプは、各画素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、及びリニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ１３に入力する。     The 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 30 through 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, and inputs the corrected image data to the memory 13.

Ｘ線画像検出器２０は、入射Ｘ線を電荷に直接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、ＴＦＴに代えて、ＣＭＯＳセンサ等を用いることも可能である。   The X-ray image detector 20 is not limited to a direct conversion type that directly converts incident X-rays into electric charges, but converts incident X-rays into visible light with a scintillator such as cesium iodide (CsI) or gadolinium oxysulfide (GOS). Alternatively, an indirect conversion type in which visible light is converted into electric charge by a photodiode may be used. Further, a CMOS sensor or the like can be used instead of the TFT.

図３において、Ｘ線源１１から照射される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及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂを通過したＸ線を幾何光学的に投影するように構成される。具体的には、ｘ方向に関するＸ線透過部２１ｂ，２２ｂの幅を、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。これにより、第１及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線の大部分を回折させずに、直進性を保ったまま通過させる。例えば、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線のピーク波長は約０．４Åである。この場合には、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂのｘ方向の幅を１〜１０μｍ程度とすればよい。   In FIG. 3, the X-rays emitted from the X-ray source 11 are cone beams having the X-ray focal point 11a as a light emission point. The first and second gratings 21 and 22 are configured to project geometrically optically the X-rays that have passed through the X-ray transmission parts 21b and 22b. Specifically, the width of the X-ray transmission parts 21b and 22b in the x direction is set to a value sufficiently larger than the peak wavelength of X-rays emitted from the X-ray source 11. As a result, the first and second gratings 21 and 22 allow most of the X-rays to pass through without being diffracted while maintaining straightness. For example, when tungsten is used as the rotating anode of the X-ray source 11 and the tube voltage is 50 kV, the peak wavelength of the X-ray is about 0.4 mm. In this case, the X-direction width of the X-ray transmission portions 21b and 22b may be about 1 to 10 μm.

第１の格子２１により生成されるＧ１像は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大される。本実施形態においては、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、第２の格子２２の位置におけるＧ１像の周期パターンと一致するように決定される。すなわち、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、第１の格子２１の格子ピッチを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とした場合、下式（１）をほぼ満たすように決定される。 The G1 image generated by the first grating 21 is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 11a. In the present embodiment, the grating pitch p 2 of the second grating 22 is determined so as to coincide with the periodic pattern of the G1 image at the position of the second grating 22. That is, the grating pitch p 2 of the second grating 22 is p 1 as the grating pitch of the first grating 21, the distance L 1 between the X-ray focal point 11 a and the first grating 21, When the distance L 2 between the second grating 22 and the second grating 22 is determined, it is determined so as to substantially satisfy the following expression (1).

Figure 2014138625
Figure 2014138625

Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置するとＧ２像が被検体Ｈにより変調を受ける。この変調量には、被検体Ｈでの屈折によって偏向したＸ線の角度が反映される。同図には、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折するＸ線の１つ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ている。この経路Ｘ１を進むＸ線は、第１及び第２の格子２１，２２を通過してＸ線画像検出器２０に入射する。符号Ｘ２は、被検体Ｈが存在する場合に、被検体Ｈにより屈折したＸ線の経路を示している。この経路Ｘ２を進むＸ線は、第１の格子２１を通過した後、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａにより吸収される。   When the subject H is disposed between the X-ray source 11 and the first grating 21, the G2 image is modulated by the subject H. This modulation amount reflects the angle of the X-ray deflected by refraction at the subject H. In the figure, one path of X-rays refracted according to the phase shift distribution Φ (x) of the subject H is illustrated. Reference numeral X1 indicates a path along which the X-ray goes straight when the subject H does not exist. X-rays traveling along the path X 1 pass through the first and second gratings 21 and 22 and enter the X-ray image detector 20. Reference numeral X2 indicates an X-ray path refracted by the subject H when the subject H exists. X-rays traveling along the path X <b> 2 pass through the first grating 21 and are then absorbed by the X-ray absorption unit 22 a of the second grating 22.

被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）として、下式（２）で表される。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。   The phase shift distribution Φ (x) of the subject H is expressed by the following equation (2), where n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H. Here, the y-coordinate is omitted for simplification of description.

Figure 2014138625
Figure 2014138625

第２の格子２２の位置に形成されたＧ１像は、被検体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に下式（３）で表される。   The G1 image formed at the position of the second grating 22 is displaced in the x direction by an amount corresponding to the refraction angle φ due to refraction of X-rays at the subject H. This displacement amount Δx is approximately expressed by the following expression (3) based on the fact that the X-ray refraction angle φ is very small.

Figure 2014138625
Figure 2014138625

ここで、屈折角φは、Ｘ線の波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、下式（４）で表される。   Here, the refraction angle φ is expressed by the following equation (4) using the X-ray wavelength λ and the phase shift distribution Φ (x) of the subject H.

Figure 2014138625
Figure 2014138625

このように、変位量Δｘは、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、変位量Δｘ及び屈折角φは、Ｘ線画像検出器２０により検出される各画素の強度変調信号の位相ズレ量ψ（被検体Ｈがある場合とない場合とでの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 related to the phase shift distribution Φ (x) of the subject H. The displacement amount Δx and the refraction angle φ are the phase shift amount ψ of the intensity modulation signal of each pixel detected by the X-ray image detector 20 (the phase of the intensity modulation signal with and without the subject H). The amount of deviation) and the following equation (5).

Figure 2014138625
Figure 2014138625

したがって、上式（４）及び（５）により、強度変調信号の位相ズレ量ψが位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量に対応することが分かる。この微分量をｘについて積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち位相コントラスト画像が生成される。   Therefore, it can be seen from the above equations (4) and (5) that the phase shift amount ψ of the intensity modulation signal corresponds to the differential amount of the phase shift distribution Φ (x). By integrating this differential amount with respect to x, a phase shift distribution Φ (x), that is, a phase contrast image is generated.

縞走査法では、強度変調信号を得るために、第１及び第２の格子２１，２２の一方を他方に対して相対的にｘ方向に並進移動（走査）させながら、所定の複数の走査位置でＧ２像の撮影を行う。本実施形態では、第１の格子２１を固設し、走査機構２３により第２の格子２２をｘ方向に移動させる。Ｇ２像にはモアレ縞が生じる。このモアレ縞は、第２の格子２２の移動に伴って移動しｘ方向への移動距離が第２の格子２２の格子周期（格子ピッチｐ２）に達すると元の位置に戻る。 In the fringe scanning method, in order to obtain an intensity-modulated signal, one of the first and second gratings 21 and 22 is translated (scanned) in the x direction relative to the other, and a plurality of predetermined scanning positions. Take a G2 image with. In the present embodiment, the first grating 21 is fixed, and the second grating 22 is moved in the x direction by the scanning mechanism 23. Moire fringes occur in the G2 image. This moire fringe moves with the movement of the second grating 22 and returns to the original position when the movement distance in the x direction reaches the grating period (grating pitch p 2 ) of the second grating 22.

図４は、配列ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した値（ｐ２／Ｍ）を走査ピッチとし、この走査ピッチごとに第２の格子２２を並進移動させる様子を模式的に示している。走査機構２３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の格子２２を順に移動させる。 FIG. 4 schematically shows a state in which the value (p 2 / M) obtained by dividing the arrangement pitch p 2 into M (integers of 2 or more) is used as the scanning pitch, and the second grating 22 is translated in each scanning pitch. It shows. The scanning mechanism 23 moves the second grating 22 in order to M scanning positions of k = 0, 1, 2,..., M−1.

ｋ＝０の位置では、主として、Ｘ線源１１から放射され被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の格子２２を通過する。ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子２２を移動させていくと、第２の格子２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されなかった成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折された成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、第２の格子２２を通過するＸ線は、ほぼ被検体Ｈにより屈折された成分のみとなる。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、第２の格子２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折された成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されなかった成分が増加する。   At the position of k = 0, X-rays that are emitted from the X-ray source 11 and are not refracted by the subject H mainly pass through the second grating 22. When the second grating 22 is moved in order of k = 1, 2,..., the components that are not refracted by the subject H are reduced in the X-rays passing through the second grating 22. The component refracted by the subject H increases. In particular, at the position of k = M / 2, the X-ray passing through the second grating 22 is almost only the component refracted by the subject H. When the position exceeds k = M / 2, the component of the X-ray passing through the second grating 22 is refracted by the subject H while the component not refracted by the subject H is increased.

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各走査位置で、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像の撮影を行うと、メモリ１３にＭ枚の画像データが記憶される。各画素３０について得られるＭ個の画素値が上記強度変調信号を構成する。   When the X-ray image detector 20 captures a G2 image at each scanning position of k = 0, 1, 2,..., M−1, M image data are stored in the memory 13. The M pixel values obtained for each pixel 30 constitute the intensity modulation signal.

具体的には、各画素３０で得られたＭ個の画素値は、図５に例示するように、走査位置ｋに対して周期的に変化する。同図中の破線は、被検体Ｈを配置しない状態で得られる強度変調信号を例示している。これに対して、実線は、被検体Ｈを配置した状態で、被検体Ｈの影響により位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が生じた強度変調信号を例示している。ここで、ｘ，ｙは、画素３０の座標を示している。   Specifically, the M pixel values obtained at each pixel 30 periodically change with respect to the scanning position k as illustrated in FIG. The broken line in the figure illustrates the intensity modulation signal obtained without the subject H being placed. On the other hand, the solid line illustrates the intensity modulation signal in which the phase shift amount ψ (x, y) is generated due to the influence of the subject H in a state where the subject H is arranged. Here, x and y indicate the coordinates of the pixel 30.

次に、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出原理について説明する。走査位置ｋに対する画素値Ｉｋ（ｘ，ｙ）の変化を表す強度変調信号は、一般に下式（６）で表される。 Next, the calculation principle of the phase shift amount ψ (x, y) will be described. The intensity modulation signal representing the change of the pixel value I k (x, y) with respect to the scanning position k is generally represented by the following equation (6).

Figure 2014138625
Figure 2014138625

ここで、Ａ０は入射Ｘ線の強度に対応し、Ａｎは強度変調信号の振幅に対応する値である。ｎは正の整数、iは虚数単位である。 Here, A 0 corresponds to the intensity of the incident X-ray, A n is a value corresponding to the amplitude of the intensity-modulated signal. n is a positive integer and i is an imaginary unit.

格子ピッチｐ２を等分割し、走査ピッチを一定とした場合には、下式（７）が成立する。この関係式を適用すると、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、下式（８）で表される。 The grating pitch p 2 is equally divided, in the case where the scanning pitch is constant, the following equation (7) is satisfied. When this relational expression is applied, the phase shift amount ψ (x, y) is expressed by the following expression (8).

Figure 2014138625
Figure 2014138625
Figure 2014138625
Figure 2014138625

さらに、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、三角関数を用いて下式（９）のように表される。以下、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を位相微分値ψ（ｘ，ｙ）と称する。   Further, the phase shift amount ψ (x, y) is expressed by the following equation (9) using a trigonometric function. Hereinafter, the phase shift amount ψ (x, y) is referred to as a phase differential value ψ (x, y).

Figure 2014138625
Figure 2014138625

図６において、画像処理部１４は、位相微分画像生成部４０、位相コントラスト画像生成部４１、及び表示用位相微分画像生成部４２を備える。位相微分画像生成部４０は、縞走査により取得されメモリ１３に記憶されたＭ枚分の画像データに基づき、上式（９）を用いて演算を行うことにより位相微分画像を生成する。   In FIG. 6, the image processing unit 14 includes a phase differential image generation unit 40, a phase contrast image generation unit 41, and a display phase differential image generation unit 42. The phase differential image generation unit 40 generates a phase differential image by performing calculations using the above equation (9) based on the M pieces of image data acquired by fringe scanning and stored in the memory 13.

位相コントラスト画像生成部４１は、位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像をｘ方向に沿って積分を行うことにより位相コントラスト画像を生成する。   The phase contrast image generation unit 41 generates a phase contrast image by integrating the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 along the x direction.

表示用位相微分画像生成部４２は、部分反転処理部４３とダイナミックレンジ（ＤＲ）圧縮処理部４４とを備える。表示用位相微分画像生成部４２は、位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像を、部分反転処理部４３とＤＲ圧縮処理部４４とにより処理を行うことにより表示用位相微分画像を生成する。   The display phase differential image generation unit 42 includes a partial inversion processing unit 43 and a dynamic range (DR) compression processing unit 44. The display phase differential image generation unit 42 generates a display phase differential image by processing the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 by the partial inversion processing unit 43 and the DR compression processing unit 44. To do.

位相微分画像生成部４０により生成された位相微分値ψ（ｘ，ｙ）は、図７（Ａ）に示すように、被検体Ｈのエッジ部分にピークＳ１，Ｓ２が生じており、一方のピークＳ１と、他方のピークＳ２とで正負が逆となっている。これは、被検体Ｈの一方のエッジ部分と他方のエッジ部分とでＸ線の屈折方向が逆向きとなることによる。   In the phase differential value ψ (x, y) generated by the phase differential image generation unit 40, as shown in FIG. 7A, peaks S1 and S2 occur at the edge portion of the subject H, and one of the peaks The sign is reversed between S1 and the other peak S2. This is because the X-ray refraction direction is opposite between the one edge portion and the other edge portion of the subject H.

部分反転処理部４３は、図７（Ｂ）に示すように、位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃える。位相微分値ψ（ｘ，ｙ）は、理想的には、被検体Ｈの外側の領域Ｓ０で０の値を取る。このため、部分反転処理部４３は、位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の絶対値を取ることにより、負の領域を反転させ、ピークＳ１，Ｓ２の方向を同一方向とする。   As shown in FIG. 7B, the partial inversion processing unit 43 partially inverts the phase differential image to align the peak directions. The phase differential value ψ (x, y) ideally takes a value of 0 in the region S0 outside the subject H. Therefore, the partial inversion processing unit 43 inverts the negative region by taking the absolute value of the phase differential value ψ (x, y), and sets the directions of the peaks S1 and S2 to the same direction.

ＤＲ圧縮処理部４４は、図７（Ｃ）に示すように、部分反転処理部４３により部分反転により値が存在しなくなった領域（負領域）の階調を圧縮し、値が存在する領域（正領域）に階調を割り当てるＤＲ圧縮処理を行う。これにより、ピークＳ１，Ｓ２が同一方向となり、さらに、ほぼ全階調を用いてピークＳ１，Ｓ２が表現されるため、位相微分画像の視認性が向上する。   As shown in FIG. 7C, the DR compression processing unit 44 compresses the gradation in the region (negative region) in which the value does not exist due to the partial inversion by the partial inversion processing unit 43, and the region in which the value exists ( DR compression processing for assigning gradations to the (primary region) is performed. Accordingly, the peaks S1 and S2 are in the same direction, and the peaks S1 and S2 are expressed using almost all gradations, so that the visibility of the phase differential image is improved.

次に、以上のように構成されたＸ線撮影装置１０の作用を説明する。操作部１７ａから撮影指示が入力されると、走査機構２３により第２の格子２２が所定の走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ並進移動されながら、各走査位置ｋにおいて、Ｘ線源１１によるＸ線照射及びＸ線画像検出器２０によるＧ２像の検出が行われる。この結果、Ｍ枚の画像データが生成され、メモリ１３に格納される。 Next, the operation of the X-ray imaging apparatus 10 configured as described above will be described. When an imaging instruction is input from the operation unit 17a, the second grating 22 is translated by a predetermined scanning pitch (p 2 / M) by the scanning mechanism 23 while the X-ray source 11 performs X at each scanning position k. The G2 image is detected by the beam irradiation and the X-ray image detector 20. As a result, M pieces of image data are generated and stored in the memory 13.

この後、画像処理部１４によりメモリ１３に格納されたＭ枚の画像データが読み出される。画像処理部１４内では、位相微分画像生成部４０により位相微分画像が生成され、生成された位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部４１及び表示用位相微分画像生成部４２に入力される。位相コントラスト画像生成部４１では、積分処理が行われ位相コントラスト画像が生成される。表示用位相微分画像生成部４２では、部分反転処理部４３により部分反転処理が行われ、ＤＲ圧縮処理部４４によりＤＲ圧縮処理が行われることにより表示用位相微分画像が生成される。   Thereafter, the M image data stored in the memory 13 is read by the image processing unit 14. In the image processing unit 14, a phase differential image is generated by the phase differential image generation unit 40, and the generated phase differential image is input to the phase contrast image generation unit 41 and the display phase differential image generation unit 42. The phase contrast image generation unit 41 performs integration processing and generates a phase contrast image. In the display differential phase image generating unit 42, the partial inversion processing unit 43 performs partial inversion processing, and the DR compression processing unit 44 performs DR compression processing to generate a display phase differential image.

そして、位相コントラスト画像及び表示用位相微分画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７に入力され、モニタ１７ｂに表示される。   Then, the phase contrast image and the display phase differential image are recorded in the image recording unit 15, then input to the console 17, and displayed on the monitor 17b.

なお、上記第１の実施形態では、強度変調信号の位相ズレ量を位相微分値としているが、これを定数倍したものを位相微分値としてもよい。   In the first embodiment, the phase shift value of the intensity modulation signal is used as the phase differential value. However, a value obtained by multiplying this by a constant may be used as the phase differential value.

また、上記第１の実施形態では、位相微分画像の生成を行っているが、これに加えて、吸収画像や小角散乱画像を生成してもよい。吸収画像は、図５に例示した強度変調信号の平均値を求めることにより生成される。小角散乱画像は、強度変調信号の振幅を求めることにより生成される。   In the first embodiment, the phase differential image is generated. However, in addition to this, an absorption image and a small angle scattered image may be generated. The absorption image is generated by obtaining an average value of the intensity modulation signals exemplified in FIG. The small angle scattered image is generated by obtaining the amplitude of the intensity modulation signal.

また、上記第１の実施形態では、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 first embodiment, the subject H is arranged between the X-ray source 11 and the first grating 21, but the subject H is arranged with the first grating 21 and the second grating 22. You may arrange | position between.

また、上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１から射出されるＸ線をコーンビームとしているが、これに代えて、平行ビームを射出する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 emitted from the X-ray source 11 is a cone beam. However, instead of this, an X-ray source that emits a parallel beam may be used. 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 .

（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、第２の実施形態のＸ線撮影装置では、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、焦点を分散化する。これより、高出力のＸ線源を用いることが可能となり、Ｘ線量が向上するため、位相微分画像の画質が向上する。この場合、マルチスリットのピッチｐ０は、下式（１０）を満たす必要がある。 (Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, the X-ray source 11 has a single focal point. However, in the X-ray imaging apparatus of the second embodiment, immediately after the emission side of the X-ray source 11, it is described in WO2006 / 131235. A multi-slit (source grid) is provided to disperse the focal point. As a result, a high-power X-ray source can be used, and the X-ray dose is improved, so that the image quality of the phase differential image is improved. In this case, the pitch p 0 of the multi-slit needs to satisfy the following formula (10).

Figure 2014138625
Figure 2014138625

本実施形態では、距離Ｌ１は、マルチスリットから第１の格子２１までの距離である。 In the present embodiment, the distance L 1 is a distance from the multi slit to the first grating 21.

（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、第１の格子２１が入射Ｘ線を回折せずに幾何光学的に投影する構成としているが、第３の実施形態のＸ線撮影装置では、特開２００８−２００３６１号公報等に記されているように、第１の格子２１でタルボ効果が生じる構成とする。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線光源を用いるか、上記のようなマルチスリットを有するＸ線源を用いればよい。 (Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, the first grating 21 projects geometrically optically without diffracting incident X-rays. However, in the X-ray imaging apparatus according to the third embodiment, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-200361. As described in Gazette and the like, the first lattice 21 has a Talbot effect. In order to generate the Talbot effect, a small-focus X-ray light source or an X-ray source having a multi-slit as described above may be used so as to enhance the spatial coherence of X-rays.

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）は、第１の格子２１から下流にタルボ距離Ｚｍだけ離れた位置に生じる。このため、本実施形態では、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。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。 If the Talbot effect occurs, the self-image of the first grating 21 (G1 image) results from the first grating 21 in a position apart Talbot distance Z m downstream. Therefore, in the present embodiment, 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. Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.

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線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１１）で表される。ここで、ｍは正の整数である。 The first grating 21 is absorption grating, if X-rays emitted from the X-ray source 11 is a cone beam, Talbot distance Z m is represented by the following formula (11). Here, m is a positive integer.

Figure 2014138625
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また、第１の格子２１が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線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１２）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。 Further, when the first grating 21 is a phase-type grating that gives a phase modulation of π / 2 and the X-ray emitted from the X-ray source 11 is a cone beam, the Talbot distance Z m is expressed by the following formula ( 12). Here, m is 0 or a positive integer.

Figure 2014138625
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また、第１の格子２１が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線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１３）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。 Further, when the first grating 21 is a phase type grating that gives a phase modulation of π, and the X-ray emitted from the X-ray source 11 is a cone beam, the Talbot distance Z m is expressed by the following equation (13). It is represented by Here, m is 0 or a positive integer.

Figure 2014138625
Figure 2014138625

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線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１４）で表される。ここで、ｍは正の整数である。 The first grating 21 is absorption grating, if X-rays emitted from the X-ray source 11 is collimated beam, Talbot distance Z m is represented by the following formula (14). Here, m is a positive integer.

Figure 2014138625
Figure 2014138625

また、第１の格子２１が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線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１５）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。 Further, when the first grating 21 is a phase type grating that gives a phase modulation of π / 2, and the X-ray emitted from the X-ray source 11 is a parallel beam, the Talbot distance Z m is expressed by the following formula ( 15). Here, m is 0 or a positive integer.

Figure 2014138625
Figure 2014138625

そして、第１の格子２１が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線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１６）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。 When the first grating 21 is a phase-type grating that gives a phase modulation of π, and the X-ray emitted from the X-ray source 11 is a parallel beam, the Talbot distance Z m is expressed by the following equation (16). It is represented by Here, m is 0 or a positive integer.

Figure 2014138625
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（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置した状態で一連の撮影を行い、上式（９）に基づいて演算を行うことにより被検体Ｈの位相微分画像を生成しているが、第１及び第２の格子２１，２２の製造誤差や配置誤差等により位相微分画像にノイズが生じることがあるため、被検体Ｈを配置しない状態で一連の撮影（プレ撮影）を行い、このプレ撮影で得られた位相微分画像を補正画像として補正を行うようにしてもよい。 (Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, a series of imaging is performed in a state in which the subject H is disposed between the X-ray source 11 and the first grating 21, and calculation is performed based on the above equation (9). Although the phase differential image of the specimen H is generated, noise may occur in the phase differential image due to manufacturing errors or placement errors of the first and second gratings 21 and 22, and thus the specimen H is not placed. A series of photographing (pre-photographing) may be performed, and the phase differential image obtained by the pre-photographing may be used as a correction image for correction.

本実施形態のＸ線撮影装置は、コンソール１７の操作部１７ａにより、被検体Ｈを配置して撮影を行う本撮影モードと、被検体Ｈを配置せずに撮影を行うプレ撮影モードの切り替えが可能となっている。   In the X-ray imaging apparatus of the present embodiment, the operation unit 17a of the console 17 can be switched between a main imaging mode in which imaging is performed with the subject H arranged and a pre-imaging mode in which imaging is performed without the subject H being arranged. It is possible.

図８において、本実施形態の画像処理部は、第１の実施形態の画像処理部１４が備える位相微分画像生成部４０、位相コントラスト画像生成部４１、及び表示用位相微分画像生成部４２に加えて、補正画像記憶部５０及び補正処理部５１を備える。補正画像記憶部５０は、プレ撮影モードにおいて位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像を補正画像として記憶する。   In FIG. 8, the image processing unit of the present embodiment is in addition to the phase differential image generation unit 40, the phase contrast image generation unit 41, and the display phase differential image generation unit 42 included in the image processing unit 14 of the first embodiment. The correction image storage unit 50 and the correction processing unit 51 are provided. The corrected image storage unit 50 stores the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 in the pre-shooting mode as a corrected image.

補正処理部５１は、本撮影モードにおいて位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像から、補正画像記憶部５０に記憶された補正画像を減算することによりノイズが除去された補正済み位相微分画像を生成する。この補正済み位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部４１及び表示用位相微分画像生成部４２に入力され、上記第１の実施形態と同様な処理が行われる。   The correction processing unit 51 corrects the corrected phase differential from which noise has been removed by subtracting the correction image stored in the correction image storage unit 50 from the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 in the main photographing mode. Generate an image. The corrected phase differential image is input to the phase contrast image generation unit 41 and the display phase differential image generation unit 42, and the same processing as in the first embodiment is performed.

なお、本実施形態において、吸収画像を生成する場合には、本撮影モードとプレ撮影モードのそれぞれにおいて吸収画像を生成し、本撮影モードで得られた吸収画像をプレ撮影モードで得られた吸収画像で除算することにより、第１及び第２の格子２１，２２のＸ線の透過ムラを補正してもよい。   In the present embodiment, when an absorption image is generated, an absorption image is generated in each of the main shooting mode and the pre-shooting mode, and the absorption image obtained in the main shooting mode is the absorption obtained in the pre-shooting mode. By dividing by the image, the X-ray transmission unevenness of the first and second gratings 21 and 22 may be corrected.

また、同様に、小角散乱画像を生成する場合には、本撮影モードとプレ撮影モードのそれぞれにおいて小角散乱画像を生成し、本撮影モードで得られた小角散乱画像をプレ撮影モードで得られた小角散乱画像で除算することにより、第１及び第２の格子２１，２２に起因するコントラストのムラを補正してもよい。   Similarly, when generating a small angle scattered image, a small angle scattered image was generated in each of the main shooting mode and the pre shooting mode, and the small angle scattered image obtained in the main shooting mode was obtained in the pre shooting mode. You may correct | amend the nonuniformity of the contrast resulting from the 1st and 2nd grating | lattices 21 and 22 by dividing by a small angle scattered image.

（第５の実施形態）
次に、本発明の第５の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、部分反転処理部４３は、絶対値を取ることにより位相微分画像を部分的に反転しているが、その他の値を基準として反転を行ってもよい。 (Fifth embodiment)
Next, a fifth embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, the partial inversion processing unit 43 partially inverts the phase differential image by taking an absolute value, but inversion may be performed on the basis of other values.

本実施形態では、図９に示すように、Ｘ線画像検出器２０の検出面２０ａを、被検体検出領域２０ｂと素抜け領域２０ｃとに区分する。被検体検出領域２０ｂは、被検体Ｈを透過したＸ線が入射する領域であり、素抜け領域２０ｃは、Ｘ線が被検体Ｈを透過せずにそのまま入射する領域である。部分反転処理部４３は、素抜け領域２０ｃに含まれる所定の画素３０の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）を基準として、位相微分画像を部分的に反転する。これにより、被検体Ｈの外側の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）が０でない場合であっても、精度よく位相微分画像の部分的な反転処理が行われる。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。   In the present embodiment, as shown in FIG. 9, the detection surface 20a of the X-ray image detector 20 is divided into an object detection area 20b and a blank area 20c. The subject detection region 20b is a region where X-rays transmitted through the subject H are incident, and the unexposed region 20c is a region where X-rays are incident as they are without passing through the subject H. The partial inversion processing unit 43 partially inverts the phase differential image with reference to the phase differential value ψ (x, y) of the predetermined pixel 30 included in the background missing region 20c. Thereby, even if the phase differential value ψ (x, y) outside the subject H is not 0, the partial inversion process of the phase differential image is performed with high accuracy. Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.

さらに、素抜け領域２０ｃは、Ｘ線が直接入射することにより、画素値が飽和する可能性があるため、図１０に示すように、素抜け領域２０ｃのＸ線入射側に、ある程度のＸ線吸収性を有する平板状の吸収板６０を設けることにより、画素値の飽和を防止してもよい。吸収板６０は、平板状であるためＸ線の屈折が少なく、位相微分値への影響は少ない。   Furthermore, since the pixel value may be saturated in the element missing region 20c when the X-rays are directly incident, as shown in FIG. 10, a certain amount of X-rays are placed on the X-ray incident side of the element missing region 20c. Saturation of pixel values may be prevented by providing a flat absorption plate 60 having absorptivity. Since the absorption plate 60 is flat, the X-ray refraction is small, and the influence on the phase differential value is small.

（第６の実施形態）
次に、本発明の第６の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１とＸ線画像検出器２０との間に第１及び第２の格子２１，２２を設けているが、位相部分画像を生成するためには、必ずしも２つの格子を設ける必要はなく、１つの格子のみとすることも可能である。 (Sixth embodiment)
Next, a sixth embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, the first and second gratings 21 and 22 are provided between the X-ray source 11 and the X-ray image detector 20, but in order to generate a phase partial image, it is not always necessary. There is no need to provide two gratings, and only one grating can be provided.

本実施形態のＸ線撮影装置は、特開平２００９−１３３８２３号公報に記されたＸ線画像検出器を用いることにより、第１の実施形態における第２の格子２２を排し、第１の格子２１のみとする。本実施形態のＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されたものである。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。   The X-ray imaging apparatus of the present embodiment eliminates the second grating 22 in the first embodiment by using the X-ray image detector described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-133823, and the first grating. 21 only. The X-ray image detector of the present embodiment is a direct conversion type X-ray image detector including a conversion layer that converts X-rays into charges, and a charge collection electrode that collects charges converted in the conversion layer. The charge collection electrode of each pixel is configured by arranging a plurality of linear electrode groups formed by electrically connecting linear electrodes arranged at a constant period so that their phases are different from each other. is there. Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.

（第７の実施形態）
次に、本発明の第７の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２を相対移動させながら撮影を行うことによって得られた複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成しているが、第１及び第２の格子２１，２２を固定したまま一度の撮影で得られた単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成することも可能である。 (Seventh embodiment)
Next, a seventh embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, the phase differential image is generated based on a plurality of image data obtained by performing imaging while relatively moving the first and second gratings 21 and 22. It is also possible to generate a phase differential image based on single image data obtained by one imaging while the second gratings 21 and 22 are fixed.

本実施形態のＸ線撮影装置は、ＷＯ２０１０／０５０４８３号公報に記載されたフーリエ変換法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は、Ｘ線画像検出器２０により得られた単一の画像データに対してフーリエ変換を行うことによってフーリエスペクトルを取得し、このフーリエスペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトルを分離し、さらに逆フーリエ変換を行なうことにより位相微分画像を生成する。本実施形態では、走査機構２３が不要となる。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。   The X-ray imaging apparatus of this embodiment generates a phase differential image by the Fourier transform method described in WO2010 / 050484. Specifically, the phase differential image generation unit acquires a Fourier spectrum by performing Fourier transform on a single image data obtained by the X-ray image detector 20, and corresponds to the carrier frequency from this Fourier spectrum. The obtained spectrum is separated and further subjected to inverse Fourier transform to generate a phase differential image. In the present embodiment, the scanning mechanism 23 is not necessary. Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.

本発明は、医療診断用の放射線撮影装置に限定されず、工業用等のその他の放射線撮影装置に適用することが可能である。また、放射線はＸ線に限られず、ガンマ線等を用いることも可能である。   The present invention is not limited to a radiographic apparatus for medical diagnosis, but can be applied to other radiographic apparatuses for industrial use. Further, the radiation is not limited to X-rays, and gamma rays can also be used.

１０ Ｘ線撮影装置
２０ 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
３１ 画素電極
３３ ゲート走査線
３５ 信号線
４２ 表示用位相微分画像生成部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 X-ray imaging apparatus 20 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 31 Pixel electrode 33 Gate scanning line 35 signal line 42 phase differential image generator for display

Claims (13)

放射線源から放射された放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、
前記放射線画像検出器により生成された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、
前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃える部分反転処理部と、
を備えることを特徴とする放射線撮影装置。 A radiation image detector that detects radiation emitted from a radiation source and generates image data;
At least one grating disposed between the radiation source and the radiation image detector;
A phase differential image generation unit that generates a phase differential image based on the image data generated by the radiation image detector;
A partial inversion processing unit that partially inverts the phase differential image generated by the phase differential image generation unit to align the peak direction;
A radiation imaging apparatus comprising: 前記部分反転処理部により位相微分画像が部分的に反転された後、値が存在しなくなった領域の階調を圧縮し、値が存在する領域に階調を割り当てるダイナミックレンジ圧縮処理部を備え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 dynamic range compression processing unit that compresses the gradation of a region where a value no longer exists after the phase differential image is partially inverted by the partial inversion processing unit and assigns the gradation to the region where the value exists; The radiation imaging apparatus according to claim 1. 被検体を配置しない状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像を補正画像として記憶する補正画像記憶部と、
被検体を配置した状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像から、前記補正画像記憶部に記憶された補正画像を減算する補正処理部とを備え、
前記部分反転処理部は、前記補正処理部によって補正された補正済みの位相微分画像を部分的に反転することを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮影装置。 A correction image storage unit that stores a phase differential image generated by the phase differential image generation unit in a state in which no subject is disposed, as a correction image;
A correction processing unit that subtracts the correction image stored in the correction image storage unit from the phase differential image generated by the phase differential image generation unit in a state where the subject is disposed,
The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the partial inversion processing unit partially inverts the corrected phase differential image corrected by the correction processing unit. 前記部分反転処理部は、絶対値を取ることにより位相微分画像を部分的に反転することを特徴とする請求項１から３いずれか１項に記載の放射線撮影装置。   The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the partial inversion processing unit partially inverts the phase differential image by taking an absolute value. 前記補正済みの位相微分画像を、前記格子の格子方向に直交する方向に沿って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特徴とする請求項３に記載の放射線撮影装置。   The radiographic imaging according to claim 3, further comprising: a phase contrast image generation unit that generates a phase contrast image by integrating the corrected phase differential image along a direction orthogonal to a grating direction of the grating. apparatus. 前記放射線画像検出器の検出面は、被検体を透過した放射線が入射する被検体検出領域と、放射線が被検体を透過せずにそのまま入射する素抜け領域とに区分されており、
前記部分反転処理部は、前記素抜け領域に対応する位相微分画像の値を基準として位相微分画像を部分的に反転することを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮影装置。 The detection surface of the radiological image detector is divided into an object detection area where the radiation transmitted through the object enters and an unexposed area where the radiation enters without being transmitted through the object,
The radiographic apparatus according to claim 1, wherein the partial inversion processing unit partially inverts the phase differential image with reference to a value of the phase differential image corresponding to the blank region. 前記素抜け領域の放射線入射側に、放射線吸収性を有する平板状の吸収板を備えることを特徴とする請求項６に記載の放射線撮影装置。   The radiation imaging apparatus according to claim 6, further comprising a flat absorption plate having radiation absorbability on a radiation incident side of the blank region. 前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に、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することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子とからなる２つの格子を備え、
前記放射線画像検出器は、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ことを特徴とする請求項１から７いずれか１項に記載の放射線撮影装置。 A first grating for generating a first periodic pattern image by passing radiation emitted from the radiation source between the radiation source and the radiation image detector, and the first periodic pattern image partially Two gratings comprising a second grating that generates a second periodic pattern image by shielding
The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the radiation image detector generates the image data by detecting the second periodic pattern image. 前記第１の格子に対する第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、
前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成し、
前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成することを特徴とする請求項８に記載の放射線撮影装置。 Scanning means for changing a relative position of the second grating with respect to the first grating and sequentially setting a plurality of scanning positions;
The radiation image detector detects the second periodic pattern image at each scanning position to generate image data;
The radiographic apparatus according to claim 8, wherein the phase differential image generation unit generates a phase differential image based on a plurality of image data generated by the radiological image detector. 前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を前記第２の格子に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を特徴とする請求項８または９に記載の放射線撮影装置。   The first grating is an absorption grating, and the first periodic pattern image is generated by geometrically projecting incident radiation onto the second grating. 9. The radiographic apparatus according to 9. 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前記第１の周期パターン像を生成することを特徴とする請求項８または９に記載の放射線撮影装置。   The radiation according to claim 8 or 9, wherein the first grating is an absorption grating or a phase grating, and generates a Talbot effect on incident radiation to generate the first periodic pattern image. Shooting device. 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を特徴とする請求項１から１１いずれか１項に記載の放射線撮影装置。   The radiographic apparatus according to claim 1, further comprising a multi-slit that partially blocks the radiation emitted from the radiation source and disperses the focal point. 放射線源から放射された放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、を備えた放射線撮影装置に画像処理方法において、
前記放射線画像検出器により生成された画像データに基づいて位相微分画像を生成し、この位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃えることを特徴とする画像処理方法。 A radiation imaging apparatus comprising: a radiation image detector that detects radiation emitted from a radiation source to generate image data; and at least one grating disposed between the radiation source and the radiation image detector. In the image processing method,
An image processing method comprising: generating a phase differential image based on image data generated by the radiation image detector; and partially inverting the phase differential image to align the peak directions.
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