JP2014223091A - Radiographic apparatus and image processing method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、被検体による放射線の位相変化に基づく画像を検出する放射線撮影装置及びそれに用いられる画像処理方法に関する。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus for detecting an image based on a phase change of radiation by a subject and an image processing method used therefor.
放射線、例えばＸ線は、物質を構成する元素の重さ（原子番号）と物質の密度及び厚さとに依存して吸収され減衰するといった特性を有する。この特性に着目し、医療診断や非破壊検査等の分野において、被検体の内部を透視するためのプローブとしてＸ線が利用されている。 Radiation, such as X-rays, has a characteristic that it is absorbed and attenuated depending on the weight (atomic number) of the elements constituting the substance and the density and thickness of the substance. Focusing on this characteristic, X-rays are used as a probe for seeing through the inside of a subject in fields such as medical diagnosis and nondestructive inspection.
一般的なＸ線撮影装置では、Ｘ線を放射するＸ線源と、Ｘ線を検出するＸ線画像検出器との間に被検体を配置して、被検体を透過したＸ線の撮影を行う。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射されたＸ線は、被検体を透過する際に吸収され減衰した後、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被検体によるＸ線の強度変化に基づく画像がＸ線画像検出器により検出される。 In a general X-ray imaging apparatus, an object is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects X-rays, and X-rays transmitted through the object are imaged. Do. In this case, X-rays emitted from the X-ray source toward the X-ray image detector are absorbed and attenuated when passing through the subject, and then enter the X-ray image detector. As a result, an image based on an X-ray intensity change by the subject is detected by the X-ray image detector.
Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線の強度変化が小さく、画像に十分なコントラストが得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線吸収能の差が小さいため、コントラストが得られにくい。 Since the X-ray absorptivity becomes lower with an element having a smaller atomic number, there is a problem that a change in X-ray intensity is small and sufficient contrast cannot be obtained in a soft tissue or soft material. For example, most of the components of the cartilage portion constituting the joint of the human body and the joint fluid in the vicinity thereof are water, and the difference in the X-ray absorption capacity between them is small, so that it is difficult to obtain contrast.
このような問題を背景に、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体によるＸ線の位相変化に基づいた画像を得るＸ線位相イメージングの研究が近年盛んに行われている。Ｘ線位相イメージングは、被検体に入射したＸ線の位相変化が強度変化より大きいことに基づき、Ｘ線の位相変化を画像化する方法であり、Ｘ線吸収能が低い被検体に対しても高コントラストの画像を得ることができる。Ｘ線位相イメージングの一種として、２枚の回折格子とＸ線画像検出器とを用いてＸ線タルボ干渉計を構成することにより、Ｘ線の位相変化を検出するＸ線撮影装置が知られている（例えば、特許文献１参照）。 Against this background, research on X-ray phase imaging that obtains an image based on the phase change of the X-ray by the subject instead of the change in the intensity of the X-ray by the subject has been actively conducted in recent years. X-ray phase imaging is a method of imaging the X-ray phase change based on the fact that the phase change of the X-ray incident on the subject is larger than the intensity change. A high-contrast image can be obtained. As one type of X-ray phase imaging, an X-ray imaging apparatus that detects an X-ray phase change by configuring an X-ray Talbot interferometer using two diffraction gratings and an X-ray image detector is known. (For example, refer to Patent Document 1).
このＸ線撮影装置は、Ｘ線源から見て被検体の背後に第１の格子を配置し、第１の格子からタルボ距離だけ離れた位置に第２の格子を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置したものである。タルボ距離は、第１の格子を通過したＸ線が、タルボ効果によって第１の格子の自己像（縞画像）を形成する距離であり、第１の格子の格子ピッチとＸ線波長とに依存する。この自己像は、被検体でのＸ線の位相変化で屈折が生じることにより変調される。この変調量を検出することにより、Ｘ線の位相変化が画像化される。 In this X-ray imaging apparatus, a first grating is arranged behind the subject as viewed from the X-ray source, a second grating is arranged at a position away from the first grating by a Talbot distance, and X A line image detector is arranged. The Talbot distance is the distance at which X-rays that have passed through the first grating form a self-image (stripe image) of the first grating due to the Talbot effect, and depends on the grating pitch of the first grating and the X-ray wavelength. To do. This self-image is modulated by refraction caused by the phase change of X-rays in the subject. By detecting this modulation amount, the phase change of the X-ray is imaged.
上記変調量の検出方法として縞走査法が知られている。縞走査法とは、第１の格子に対して第２の格子を、第１の格子の面に平行でかつ第１の格子の格子線方向に垂直な方向に、所定の移動ピッチずつ並進移動（走査）させながら、各走査位置において、Ｘ線源からＸ線を放射し、被検体、第１及び第２の格子を通過したＸ線をＸ線画像検出器により撮影する方法である。このＸ線画像検出器により得られる各画素の画素値の上記走査に対する変化を表す信号（強度変調信号）について位相ズレ量（被検体が存在しない場合の初期位置からの位相差）を算出することにより、上記変調量に関連する画像が得られる。この画像は、被検体の屈折率を反映した画像であり、Ｘ線の位相変化（位相シフト）の微分量に対応するため、位相微分画像と呼ばれる。 A fringe scanning method is known as a method for detecting the modulation amount. The fringe scanning method translates the second grating relative to the first grating by a predetermined movement pitch in a direction parallel to the plane of the first grating and perpendicular to the grating line direction of the first grating. In this method, X-rays are emitted from an X-ray source at each scanning position while being scanned, and X-rays that have passed through the subject and the first and second gratings are imaged by an X-ray image detector. Calculating a phase shift amount (phase difference from an initial position when no subject exists) for a signal (intensity modulation signal) representing a change in the pixel value of each pixel obtained by the X-ray image detector with respect to the scanning. Thus, an image related to the modulation amount is obtained. This image is an image reflecting the refractive index of the subject, and corresponds to the differential amount of the X-ray phase change (phase shift), and is called a phase differential image.
しかし、縞走査法では、１枚の位相コントラスト画像を取得するために複数回（例えば、５回）の撮影を行う必要があるため、被検体の体動によりＸ線像にボケが生じやすいといった問題がある。また、複数回の撮影により被検体の被曝量が大きいことも問題である。特許文献１には、第１及び第２の格子を移動させずに一度の撮影で得られる単一の画像データから位相微分画像を生成することが記載されているが、その具体的な方法については述べられていない。 However, in the fringe scanning method, since it is necessary to perform imaging a plurality of times (for example, 5 times) in order to acquire one phase contrast image, the X-ray image is likely to be blurred due to the body movement of the subject. There's a problem. In addition, there is a problem that the exposure dose of the subject is large due to multiple imaging. Patent Document 1 describes that a phase differential image is generated from a single image data obtained by one imaging without moving the first and second gratings. Is not mentioned.
そこで、本出願人は、特願２０１０−２６５２４１号において、第１及び第２の格子を移動させずに一度の撮影で得られる単一の画像データから位相微分画像を生成する具体的方法を提案している。この方法では、第１の格子に対して第２の格子２２を格子面内方向に相対的に僅かに傾斜させて、モアレ縞を発生させたうえで、Ｘ線画像検出器により得られる単一の画像データを取得する。この画像データを、モアレ縞に対して互いに位相が異なる画素行（モアレ縞の周期方向に直交する方向に並ぶ画素）の群に分割し、分割されたデータ群を、縞走査で得られる複数の画像データと見なして、縞走査法と同様な手順で強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像が生成される。 Therefore, the present applicant proposes a specific method for generating a phase differential image from single image data obtained by one imaging without moving the first and second gratings in Japanese Patent Application No. 2010-265241. doing. In this method, the second grating 22 is slightly inclined in the in-plane direction with respect to the first grating to generate moire fringes, and then the single grating obtained by the X-ray image detector is used. Get image data. This image data is divided into groups of pixel rows (pixels arranged in a direction orthogonal to the periodic direction of the moire fringes) with respect to the moire fringes, and the divided data groups are obtained by a plurality of stripe scans. Considering the image data, a phase differential image is generated by calculating the phase shift amount of the intensity modulation signal in the same procedure as the fringe scanning method.
しかしながら、特願２０１０−２６５２４１号に記載の方法では、単一の画像データから位相微分画像を生成するため、被検体の体動による影響を低減することができるが、モアレ縞の周期方向に画像データを分割するため、位相微分画像は、該周期方向への解像度が低下するといった問題がある。 However, in the method described in Japanese Patent Application No. 2010-265241, a phase differential image is generated from a single image data, so that the influence of body movement of the subject can be reduced. Since the data is divided, the phase differential image has a problem that the resolution in the periodic direction is lowered.
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、体動による影響の低減と、モアレ縞の周期方向への解像度の低下の抑制とを両立させ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-described problem, and a radiographic apparatus and image processing that make it possible to achieve both a reduction in the influence of body motion and a suppression of a decrease in resolution in the periodic direction of moire fringes. It aims to provide a method.
上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から射出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の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、複数の画素部が２次元配列され、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線検出器と、前記第１の格子または前記第２の格子を複数の走査位置に並進移動させる走査機構と、前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素部を１グループとするように前記複数の画素部を複数のグループに分けるとともに、前記複数の走査位置で得られる前記各グループ内の画素部の画素値により強度変調信号を構成し、前記強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えるものである。 In order to achieve the above object, a radiographic apparatus according to the present invention includes a first grating that generates a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source, and the first grating. 2nd grating | lattice which inclines relatively in the grating | lattice surface direction, partially shields said 1st periodic pattern image, and produces | generates the 2nd periodic pattern image which has a moire fringe, and several pixel parts are 2 A radiation detector that is dimensionally arranged and detects the second periodic pattern image to generate image data; a scanning mechanism that translates the first grating or the second grating to a plurality of scanning positions; Dividing the plurality of pixel portions into a plurality of groups so that a predetermined number of pixel portions arranged in the periodic direction of moire fringes are grouped, and pixel values of the pixel portions in the groups obtained at the plurality of scanning positions To configure the intensity modulation signal. And, those comprising a phase differential image generating unit that generates a differential phase image by calculating the phase shift amount of the intensity modulated signal.
前記周期方向に並ぶ画素部の配列ピッチは、前記モアレ縞の１周期をｓ（ｓは２以上の整数）等分した値であり、位相微分画像生成部は、前記１周期内のｓ個の画素部を前記１グループとすることが好ましい。 The arrangement pitch of the pixel parts arranged in the period direction is a value obtained by equally dividing one period of the moire fringes by s (s is an integer of 2 or more), and the phase differential image generation unit includes s number of pixels in the one period. It is preferable that the pixel portion is the one group.
また、前記走査位置の数をｎ（ｎは２以上の整数）、前記周期方向に直交する方向への前記第２の格子の格子ピッチをｐ２とした場合に、前記走査機構による前記第１の格子または前記第２の格子の移動ピッチが、前記第１の周期パターン像に対して前記第２の格子を相対的にｐ２／（ｓ×ｎ）だけ移動させる値であることが好ましい。この場合、下式（８）に基づいて位相微分画像を生成することが可能である。 The number of n (n is an integer of 2 or more) of the scanning position, the grating pitch of the second grating in a direction perpendicular to the periodic direction when the p 2, the first by the scanning mechanism It is preferable that the moving pitch of the second grating or the second grating is a value that moves the second grating relative to the first periodic pattern image by p 2 / (s × n). In this case, it is possible to generate a phase differential image based on the following formula (8).
さらに、ｓ＝２、ｎ＝２であることが好ましい。この場合、下式（７）に基づいて位相微分画像を生成することが可能である。 Furthermore, it is preferable that s = 2 and n = 2. In this case, it is possible to generate a phase differential image based on the following formula (7).
前記放射線源と前記放射線検出器との間に被検体を配置せずに行われるプレ撮影において、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、前記放射線源と前記放射線検出器との間に被検体を配置して行われる本撮影において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、を備えることが好ましい。 In pre-imaging performed without placing a subject between the radiation source and the radiation detector, a correction image storage unit that stores the phase differential image generated by the phase differential image generation unit as a correction image; From the phase differential image generated by the phase differential image generation unit in main imaging performed by placing a subject between the radiation source and the radiation detector, a correction image stored in the correction image storage unit is obtained. And a correction processing unit for subtraction.
前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を幾何光学的に投影することにより前記第１の周期パターン像を生成することが好ましい。前記第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせて前記第１の周期パターン像を生成するものであってもよい。 Preferably, the first grating is an absorption grating, and the first periodic pattern image is generated by geometrically optically projecting incident radiation. The first grating may be an absorption grating or a phase grating, and may generate the first periodic pattern image by causing a Talbot effect to incident radiation.
前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットをさらに備えることが好ましい。 It is preferable to further include a multi-slit that partially blocks the radiation emitted from the radiation source and disperses the focal point.
また、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から線源格子を介して射出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の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、複数の画素部が２次元配列され、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線検出器と、前記線源格子を複数の走査位置に並進移動させる走査機構と、前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素部を１グループとするように前記複数の画素部を複数のグループに分けるとともに、前記複数の走査位置で得られる前記各グループ内の画素部の画素値により強度変調信号を構成し、前記強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えるものである。 Further, 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 through a source grating, and the first grating. 2nd grating | lattice which inclines relatively in the grating | lattice surface direction, partially shields said 1st periodic pattern image, and produces | generates the 2nd periodic pattern image which has a moire fringe, and several pixel parts are 2 Radiation detectors that are dimensionally arranged to detect the second periodic pattern image and generate image data, a scanning mechanism that translates the source grating to a plurality of scanning positions, and arranged in the periodic direction of the moire fringes The plurality of pixel portions are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixel portions are made into one group, and an intensity modulation signal is formed by pixel values of the pixel portions in each group obtained at the plurality of scanning positions. , The position of the intensity modulation signal A differential phase image generator for generating a phase differential image by calculating the amount of deviation, but with a.
また、本発明の画像処理方法は、放射線源から射出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の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、複数の画素部が２次元配列され、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線検出器と、前記第１の格子または前記第２の格子を複数の走査位置に並進移動させる走査機構と、を備えた放射線画像撮影装置に用いられる画像処理方法において、前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素部を１グループとするように前記複数の画素部を複数のグループに分けるとともに、前記複数の走査位置で得られる前記各グループ内の画素部の画素値により強度変調信号を構成し、前記強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成するものである。 In addition, the image processing method of the present invention includes a first grating that generates a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source, and a relative in-plane direction with respect to the first grating. A plurality of pixel portions are arranged two-dimensionally, and a second grating that generates a second periodic pattern image having a moiré fringe by partially shielding the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image. A radiation image capturing apparatus comprising: a radiation detector that detects two periodic pattern images to generate image data; and a scanning mechanism that translates the first grating or the second grating to a plurality of scanning positions. In the image processing method used in the above, the plurality of pixel portions are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixel portions arranged in a periodic direction of the moire fringes are grouped, and the plurality of pixel portions are obtained at the plurality of scanning positions. Within each group Configure the intensity modulated signal by the pixel value of the pixel unit, and generates a differential phase image by calculating the phase shift amount of the intensity modulated signal.
さらに、本発明の画像処理方法は、放射線源から線源格子を介して射出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の格子に対して相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、複数の画素部が２次元配列され、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線検出器と、前記線源格子を複数の走査位置に並進移動させる走査機構と、を備えた放射線画像撮影装置に用いられる画像処理方法において、前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素部を１グループとするように前記複数の画素部を複数のグループに分けるとともに、前記複数の走査位置で得られる前記各グループ内の画素部の画素値により強度変調信号を構成し、前記強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成するものである。 Furthermore, the image processing method of the present invention includes a first grating that generates a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source through a source grating, and the first grating. A plurality of pixel portions arranged in a two-dimensional manner, a second grating that is relatively inclined, partially shields the first periodic pattern image, and generates a second periodic pattern image having moire fringes; An image processing method used in a radiographic imaging apparatus comprising: a radiation detector that detects second periodic pattern images to generate image data; and a scanning mechanism that translates the source grid to a plurality of scanning positions. And dividing the plurality of pixel portions into a plurality of groups so that a predetermined number of pixel portions arranged in the periodic direction of the moire fringes are grouped, and the pixel portions in each group obtained at the plurality of scanning positions To the pixel value of Ri constitute an intensity-modulated signal, and generates a differential phase image by calculating the phase shift amount of the intensity modulated signal.
本発明によれば、モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素部を１グループとするように複数の画素部を複数のグループに分けるとともに、複数の走査位置で得られる各グループ内の画素部の画素値により強度変調信号を構成し、強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成するので、体動による影響の低減と、モアレ縞の周期方向への解像度の低下の抑制とを両立させることができる。 According to the present invention, a plurality of pixel units are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixel units arranged in the periodic direction of moire fringes are grouped, and pixel units in each group obtained at a plurality of scanning positions. The intensity-modulated signal is composed of the pixel value of the pixel, and the phase differential image is generated by calculating the phase shift amount of the intensity-modulated signal. Therefore, the influence of body movement is reduced and the resolution in the period direction of moire fringes is reduced. It is possible to achieve both suppression.
図１において、Ｘ線撮影装置１０は、Ｘ線源１１、格子部１２、Ｘ線画像検出器１３、メモリ１４、画像処理部１５、画像記録部１６、撮影制御部１７、コンソール１８、及びシステム制御部１９を備える。Ｘ線源１１は、例えば、回転陽極型のＸ線管と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータとを有し、撮影制御部１７の制御に基づき、被検体Ｈに向けてＸ線を射出する。 In FIG. 1, an X-ray imaging apparatus 10 includes an X-ray source 11, a grating unit 12, an X-ray image detector 13, a memory 14, an image processing unit 15, an image recording unit 16, an imaging control unit 17, a console 18, and a system. A control unit 19 is provided. The X-ray source 11 includes, for example, a rotary anode type X-ray tube and a collimator that limits the X-ray irradiation field, and emits X-rays toward the subject H based on the control of the imaging control unit 17. To do.
格子部１２は、第１の格子２１、第２の格子２２、及び走査機構２３を備える。第１及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線照射方向であるｚ方向に関してＸ線源１１に対向配置されている。Ｘ線源１１と第１の格子２１との間には、被検体Ｈが配置可能な間隔が設けられている。Ｘ線画像検出器１３は、例えば、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２の格子２２の背後に、検出面１３ａがｚ方向に直交するように配置されている。 The grating unit 12 includes a first grating 21, a second grating 22, and a scanning mechanism 23. The first and second gratings 21 and 22 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 13 is, for example, a flat panel detector using a semiconductor circuit, and is arranged behind the second grating 22 so that the detection surface 13a is orthogonal to the z direction.
第１の格子２１は、ｚ方向に直交する格子面内の一方向であるｙ方向に延伸された複数のＸ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂを備えた吸収型格子である。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、ｚ方向及びｙ方向に直交するｘ方向に交互に配列されており、縞状のパターンを形成している。第２の格子２２は、第１の格子２１と同様にｙ方向に延伸され、かつｘ方向に交互に配列された複数のＸ線吸収部２２ａ及びＸ線透過部２２ｂを備えた吸収型格子である。Ｘ線吸収部２１ａ，２２ａは、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等のＸ線吸収性を有する材料により形成されている。Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂは、シリコン（Ｓｉ）や樹脂等のＸ線透過性を有する材料や空隙により形成されている。 The 1st grating | lattice 21 is an absorption type grating | lattice provided with the some X-ray absorption part 21a and X-ray transmission part 21b extended | stretched in the y direction which is one direction in the grating plane orthogonal to az direction. The X-ray absorption part 21a and the X-ray transmission part 21b are alternately arranged in the x direction orthogonal to the z direction and the y direction, and form a striped pattern. The second grating 22 is an absorption type grating having a plurality of X-ray absorbing portions 22a and X-ray transmitting portions 22b that are extended in the y direction and arranged alternately in the x direction, like the first grating 21. is there. The X-ray absorbing portions 21a and 22a are formed of a material having X-ray absorption properties such as gold (Au) and platinum (Pt). The X-ray transmissive portions 21b and 22b are formed of a material having X-ray permeability such as silicon (Si) or resin or a gap.
第１の格子２１は、Ｘ線源１１から射出されたＸ線を部分的に通過させて第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）を生成する。第２の格子２２は、第１の格子２１により生成されたＧ１像を部分的に透過させて第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）を生成する。被検体Ｈが配置されていない場合において、Ｇ１像は、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。詳しくは後述するが、第２の格子２２に対して第１の格子２１がｚ軸周り（格子面内方向）に僅かに傾斜しており、Ｇ２像には、その傾斜角に応じた周期を有するモアレ縞が生じている。 The first grating 21 partially passes X-rays emitted from the X-ray source 11 to generate a first periodic pattern image (hereinafter referred to as G1 image). The second grating 22 partially transmits the G1 image generated by the first grating 21 to generate a second periodic pattern image (hereinafter referred to as G2 image). When the subject H is not arranged, the G1 image substantially matches the lattice pattern of the second lattice 22. As will be described in detail later, the first grating 21 is slightly inclined around the z axis (in the lattice plane direction) with respect to the second grating 22, and the G2 image has a period corresponding to the inclination angle. The moiré fringes it has have arisen.
Ｘ線画像検出器１３は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。メモリ１４は、Ｘ線画像検出器１３から読み出された画像データを一時的に記憶する。画像処理部１５は、メモリ１４に記憶された画像データに基づいて位相微分画像を生成し、この位相微分画像に基づいて位相コントラスト画像を生成する。画像記録部１６は、位相微分画像と位相コントラスト画像とを記録する。 The X-ray image detector 13 detects the G2 image and generates image data. The memory 14 temporarily stores the image data read from the X-ray image detector 13. The image processing unit 15 generates a phase differential image based on the image data stored in the memory 14, and generates a phase contrast image based on the phase differential image. The image recording unit 16 records a phase differential image and a phase contrast image.
走査機構２３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は、圧電アクチュエータや静電アクチュエータにより構成され、撮影制御部１７の制御に基づいて駆動される。メモリ１４には、相対位置の変更前後でＸ線画像検出器１３により得られる１組の画像データが記憶される。 The scanning mechanism 23 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 a piezoelectric actuator or an electrostatic actuator, and is driven based on the control of the imaging control unit 17. The memory 14 stores a set of image data obtained by the X-ray image detector 13 before and after the relative position is changed.
コンソール１８は、操作部１８ａ及びモニタ１８ｂを備えている。操作部１８ａは、キーボードやマウス等により構成され、Ｘ線源１１の管電圧、管電流、照射時間等の撮影条件の設定や、本撮影またはプレ撮影のモード選択、撮影実行指示等の操作入力を可能とする。本撮影とは、Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置した状態で行う撮影モードである。プレ撮影とは、Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置せずに行う撮影モードである。詳しくは後述するが、プレ撮影は、本撮影で被検体Ｈにより生じたＸ線の位相変化を算出するための参照情報と同時に第１及び第２の格子２１，２２の製造誤差や配置誤差等により生じるバックグランド成分を補正画像として取得するために用いられる。 The console 18 includes an operation unit 18a and a monitor 18b. The operation unit 18a includes a keyboard, a mouse, and the like, and sets operation conditions such as setting of imaging conditions such as tube voltage, tube current, and irradiation time of the X-ray source 11, mode selection for main imaging or pre-imaging, and imaging execution instruction. Is possible. The main imaging is an imaging mode performed with the subject H placed between the X-ray source 11 and the first grating 21. Pre-imaging is an imaging mode performed without placing the subject H between the X-ray source 11 and the first grating 21. As will be described in detail later, the pre-imaging is performed with reference information for calculating the phase change of the X-rays generated by the subject H in the main imaging, and manufacturing errors and arrangement errors of the first and second gratings 21 and 22. Is used to acquire a background component generated by the above as a corrected image.
モニタ１８ｂは、撮影条件等の撮影情報や、画像記録部１６に記録された位相微分画像及び位相コントラスト画像の表示を行う。システム制御部１９は、操作部１８ａから入力される信号に応じて各部を統括的に制御する。 The monitor 18b displays photographing information such as photographing conditions and a phase differential image and a phase contrast image recorded in the image recording unit 16. The system control unit 19 comprehensively controls each unit according to a signal input from the operation unit 18a.
図２において、Ｘ線画像検出器１３は、入射Ｘ線により半導体膜（図示せず）に生じた電荷を収集する画素電極３１と、画素電極３１によって収集された電荷を読み出すためのＴＦＴ（Thin Film Transistor）３２とを備えた画素部３０が２次元状に多数配列されたものである。半導体膜は、例えば、アモルファスセレンにより形成されている。 In FIG. 2, an X-ray image detector 13 includes a pixel electrode 31 that collects charges generated in a semiconductor film (not shown) by incident X-rays, and a TFT (Thin for reading charges collected by the pixel electrode 31). A plurality of pixel portions 30 having a film transistor (32) are arranged in a two-dimensional manner. The semiconductor film is made of amorphous selenium, for example.
また、Ｘ線画像検出器１３は、ゲート走査線３３、走査回路３４、信号線３５、及び読み出し回路３６を備える。ゲート走査線３３は、画素部３０の行ごとに設けられている。走査回路３４は、ＴＦＴ３２をオン／オフするための走査信号を各ゲート走査線３３に付与する。信号線３５は、画素部３０の列ごとに設けられている。読み出し回路３６は、各信号線３５を介して画素部３０から電荷を読み出し、画像データに変換して出力する。各画素部３０の詳細な層構成については、例えば、特開２００２−２６３００号公報に記載されている層構成と同様である。 The X-ray image detector 13 includes a gate scanning line 33, a scanning circuit 34, a signal line 35, and a readout circuit 36. The gate scanning line 33 is provided for each row of the pixel unit 30. The scanning circuit 34 applies a scanning signal for turning on / off the TFT 32 to each gate scanning line 33. The signal line 35 is provided for each column of the pixel unit 30. The readout circuit 36 reads out electric charges from the pixel unit 30 through the signal lines 35, converts them into image data, and outputs them. The detailed layer configuration of each pixel unit 30 is the same as the layer configuration described in JP-A-2002-26300, for example.
読み出し回路３６は、積分アンプ、Ａ／Ｄ変換器、補正回路（いずれも図示せず）等を備える。積分アンプは、各画素部３０から信号線３５を介して出力された電荷を積分して画像信号を生成する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより生成された画像信号を、デジタル形式の画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、リニアリティ補正等を行う。この補正後の画像データがメモリ１４に記憶される。 The readout circuit 36 includes an integration amplifier, an A / D converter, a correction circuit (none of which is shown), and the like. The integrating amplifier integrates the charges output from each pixel unit 30 via the signal line 35 to generate an image signal. The A / D converter converts the image signal generated by the integrating amplifier into digital image data. The correction circuit performs dark current correction, gain correction, linearity correction, and the like on the image data. The corrected image data is stored in the memory 14.
Ｘ線画像検出器１３は、入射Ｘ線を半導体膜で直接電荷に変換する直接変換型に限られず、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）やガドリウムオキシサルファイド（ＧＯＳ）等のシンチレータで入射Ｘ線を可視光に変換し、可視光をフォトダイオードで電荷に変換する間接変換型であってもよい。さらに、Ｘ線画像検出器１３を、シンチレータとＣＭＯＳセンサを組み合わせて構成してもよい。 The X-ray image detector 13 is not limited to the direct conversion type in which incident X-rays are directly converted into electric charges with a semiconductor film, and the incident X-rays are visible with a scintillator such as cesium iodide (CsI) or gadolinium oxysulfide (GOS). It may be an indirect conversion type that converts light into light and converts visible light into electric charge with a photodiode. Further, the X-ray image detector 13 may be configured by combining a scintillator and a CMOS sensor.
図３において、Ｘ線源１１から照射される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の格子２１は、タルボ効果が生じず、Ｘ線透過部２１ｂを通過したＸ線を幾何光学的に投影するように構成される。具体的には、ｘ方向へのＸ線透過部２１ｂの幅を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とし、Ｘ線の大部分がＸ線透過部２１ｂで回折しないようにすることで実現される。Ｘ線源１１の回転陽極としてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は約０．４Åである。この場合には、Ｘ線透過部２１ｂの幅を１〜１０μｍ程度とすればよい。 In FIG. 3, 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 1st grating | lattice 21 is comprised so that the Talbot effect may not arise and the X-rays which passed X-ray transmissive part 21b may be projected geometrically. Specifically, the width of the X-ray transmission part 21b in the x direction is set to a value sufficiently larger than the peak wavelength of X-rays irradiated from the X-ray source 11, and most of the X-rays are diffracted by the X-ray transmission part 21b. It is realized by not doing. When tungsten is used as the rotating anode of the X-ray source 11 and the tube voltage is 50 kV, the peak wavelength of the X-ray is about 0.4 mm. In this case, the width of the X-ray transmission part 21b may be about 1 to 10 μm.
これにより、Ｇ１像は、第１の格子２１からｚ方向下流への距離に依らず、常に第１の格子２１の自己像となる。Ｇ１像は、Ｘ線焦点１１ａからｚ方向下流への距離に比例して拡大される。 Thus, the G1 image is always a self-image of the first grating 21 regardless of the distance from the first grating 21 downstream in the z direction. The G1 image is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 11a to the downstream in the z direction.
第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、前述のように、第２の格子２２の格子パターンが第２の格子２２の位置におけるＧ１像に一致するように設定されている。具体的には、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、第１の格子２１の格子ピッチｐ１、Ｘ線焦点１１ａと第１の格子２１との間の距離Ｌ１、第１の格子２１と第２の格子２２との間の距離Ｌ２と、下式（１）をほぼ満たすように設定されている。 As described above, the grating pitch p 2 of the second grating 22 is set so that the grating pattern of the second grating 22 matches the G1 image at the position of the second grating 22. Specifically, the grating pitch p 2 of the second grating 22, the distance L 1 between the grating pitch p 1, X-ray focal point 11a and the first grating 21 of the first grating 21, the first grating 21 and the distance L 2 between the second grating 22, is set following equation (1) so as to satisfy substantially.
Ｇ１像は、被検体ＨでＸ線に位相変化が生じて屈折することにより変調される。この変調量には、被検体ＨでのＸ線の屈折角φ（ｘ）が反映される。同図には、被検体ＨでのＸ線の位相変化を表す位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折するＸ線の経路が例示されている。符号Ｘ１は、被検体Ｈが存在しない場合にＸ線が直進する経路を示し、符号Ｘ２は、被検体Ｈにより屈折したＸ線の経路を示している。 The G1 image is modulated by being refracted by a phase change in the X-ray at the subject H. This modulation amount reflects the X-ray refraction angle φ (x) of the subject H. The figure illustrates an X-ray path that is refracted in accordance with a phase shift distribution Φ (x) representing a phase change of the X-ray in the subject H. Reference numeral X1 indicates a path along which the X-ray goes straight when the subject H does not exist, and reference numeral X2 indicates an X-ray path refracted by the subject H.
位相シフト分布Φ（ｘ）は、Ｘ線の波長をλ、被検体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）として、下式（２）で表される。 The phase shift distribution Φ (x) is expressed by the following equation (2), where X-ray wavelength is λ and the refractive index distribution of the subject H is n (x, z).
屈折角φ（ｘ）は、位相シフト分布Φ（ｘ）と、下式（３）の関係にある。 The refraction angle φ (x) is in the relationship of the phase shift distribution Φ (x) and the following equation (3).
第２の格子２２の位置において、Ｘ線は、屈折角φ（ｘ）に応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φ（ｘ）が微小であることに基づいて、近似的に下式（４）で表される。 At the position of the second grating 22, the X-ray is displaced in the x direction by an amount corresponding to the refraction angle φ (x). This displacement amount Δx is approximately expressed by the following equation (4) based on the fact that the X-ray refraction angle φ (x) is very small.
このように、変位量Δｘは、位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に比例する。そして、変位量Δｘは、後述する強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）（被検体Ｈがある場合とない場合とでの強度変調信号の位相ズレ量）と、下式（５）に示すように関連している。 Thus, the displacement amount Δx is proportional to the differential value of the phase shift distribution Φ (x). The displacement amount Δx is expressed by a phase shift amount ψ (x) of the intensity modulation signal (phase shift amount of the intensity modulation signal with and without the subject H), which will be described later, and the following equation (5). Are related.
上式（３）〜（５）から、強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）を求めることにより、位相微分画像が得られることが分かる。なお、位相ズレ量ψ（ｘ）に定数を乗じたり加算したりしたものを位相微分画像と定義してもよい。 From the above equations (3) to (5), it is understood that a phase differential image can be obtained by obtaining the phase shift amount ψ (x) of the intensity modulation signal. A phase differential image may be defined by multiplying or adding a constant to the phase shift amount ψ (x).
図４において、Ｇ１像が第２の格子２２に対してｚ軸周りに僅かに傾斜するように、第１の格子２１は、第２の格子２２に対してｚ軸周りに角度θだけ傾斜して配置される。この配置により、Ｇ２像には、ｙ方向に下式（６）で表される周期Ｔを有するモアレ縞が生じる。 In FIG. 4, the first grating 21 is inclined by the angle θ around the z axis with respect to the second grating 22 so that the G1 image is slightly inclined around the z axis with respect to the second grating 22. Arranged. With this arrangement, a moire fringe having a period T expressed by the following expression (6) is generated in the G2 image in the y direction.
Ｘ線画像検出器２０の画素部３０のｘ方向の大きさをＤｘ（以下、主画素サイズＤｘという）、ｙ方向の大きさをＤｙ（以下、副画素サイズＤｙという）とする。第２の格子２２の傾斜角θは、モアレ周期Ｔが副画素サイズＤｙのほぼ整数倍となるように設定されている。本実施形態では、画素部３０のｙ方向への配列ピッチは、モアレ周期Ｔを２分割した値であり、副画素サイズＤｙは、モアレ周期Ｔの半分である。また、主画素サイズＤｘは、モアレ周期Ｔとほぼ同一の値である。 The size in the x direction of the pixel unit 30 of the X-ray image detector 20 is assumed to be Dx (hereinafter referred to as a main pixel size Dx), and the size in the y direction is referred to as Dy (hereinafter referred to as a subpixel size Dy). The inclination angle θ of the second grating 22 is set so that the moire period T is substantially an integral multiple of the sub-pixel size Dy. In the present embodiment, the arrangement pitch of the pixel units 30 in the y direction is a value obtained by dividing the moire period T into two, and the sub-pixel size Dy is half of the moire period T. The main pixel size Dx is substantially the same value as the moire period T.
図５に示すように、１モアレ周期Ｔに含まれるｙ方向に配列された２つの画素部３０を、第１の画素部３０ａと第２の画素部３０ｂとに分類し、この１組の第１及び第２の画素部３０ａ，３０ｂを１グループＧｒとする。１グループＧｒ内の第１及び第２の画素部３０ａ，３０ｂは、１モアレ周期Ｔを２分割しているため、第１の画素部３０ａにより得られる第１の画素値Ｉ１と、第２の画素部３０ｂにより得られる第２の画素値Ｉ２とは、強度変調信号において位相がπだけ異なる２点に相当する。 As shown in FIG. 5, the two pixel units 30 arranged in the y direction included in one moire cycle T are classified into a first pixel unit 30a and a second pixel unit 30b. The first and second pixel portions 30a and 30b are set as one group Gr. First and second pixel portions 30a in a group Gr, 30b is because it is divided into two 1 moire period T, the first pixel value I 1 obtained by the first pixel portion 30a, a second The second pixel value I 2 obtained by the pixel unit 30b corresponds to two points whose phases are different by π in the intensity modulation signal.
走査機構２３は、第１の格子２１に対して第２の格子２２を、初期位置である第１の走査位置から、ｘ方向に格子ピッチｐ２の１／４倍の距離（ｐ２／４）だけ離れた第２の走査位置に並進移動させる。本撮影及びプレ撮影では、第１及び第２の走査位置のそれぞれにおいてＸ線画像検出器２０によりＧ２像の検出が行われる。第１の走査位置における第１の画素値Ｉ１と、第２の走査位置における第１の画素値Ｉ１’とは、強度変調信号において位相がπ／２だけ異なる２点に相当する。同様に、第１の走査位置における第２の画素値Ｉ２と、第２の走査位置における第２の画素値Ｉ２’とは、強度変調信号において位相がπ／２だけ異なる２点に相当する。 Scanning mechanism 23, a second grating 22 with respect to the first grating 21, the first scanning position is the initial position, 1/4 times the distance of the grating pitch p 2 in the x-direction (p 2/4 ) To a second scanning position separated by a distance. In the main imaging and pre-imaging, the G2 image is detected by the X-ray image detector 20 at each of the first and second scanning positions. The first pixel value I 1 at the first scanning position and the first pixel value I 1 ′ at the second scanning position correspond to two points that differ in phase by π / 2 in the intensity modulation signal. Similarly, the second pixel value I 2 at the first scanning position and the second pixel value I 2 ′ at the second scanning position correspond to two points that differ in phase by π / 2 in the intensity modulation signal. To do.
したがって、各グループＧｒについて、第１の走査位置における第１及び第２の画素値Ｉ１，Ｉ２と、第２の走査位置における第１及び第２の画素値Ｉ１’，Ｉ２’とにより、図６に示すように、１周期分の強度変調信号が構成される。 Therefore, for each group Gr, the first and second pixel values I 1 and I 2 at the first scanning position, and the first and second pixel values I 1 ′ and I 2 ′ at the second scanning position, Thus, as shown in FIG. 6, an intensity modulation signal for one cycle is formed.
図７において、画像処理部１５は、位相微分画像生成部４０、補正画像記憶部４１、補正処理部４２、及び位相コントラスト画像生成部４３を備える。位相微分画像生成部４０は、本撮影またはプレ撮影においてメモリ１４に記憶された１組の画像データをそれぞれ読み出し、後述する方法によって位相微分画像を生成する。プレ撮影時に位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像は、補正画像として補正画像記憶部４１に記憶される。 In FIG. 7, the image processing unit 15 includes a phase differential image generation unit 40, a correction image storage unit 41, a correction processing unit 42, and a phase contrast image generation unit 43. The phase differential image generation unit 40 reads out each set of image data stored in the memory 14 in the main shooting or pre-shooting, and generates a phase differential image by a method described later. The phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 during pre-photographing is stored in the corrected image storage unit 41 as a corrected image.
補正処理部４２は、本撮影時に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４１に記憶された補正画像を減算することにより、位相微分画像を補正する。位相コントラスト画像生成部４３は、補正処理部４２により補正された位相微分画像をｘ方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する。 The correction processing unit 42 corrects the phase differential image by subtracting the correction image stored in the correction image storage unit 41 from the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 during the main photographing. The phase contrast image generation unit 43 generates a phase contrast image by integrating the phase differential image corrected by the correction processing unit 42 along the x direction.
位相微分画像生成部４０は、上記各グループＧｒについて、図６に示す強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）を算出することにより位相微分画像を生成する。この位相ズレ量ψ（ｘ）は、通常の縞走査法と同様な方法により算出可能である。例えば、「応用光学 光計測入門 谷田貝豊彦著 丸善株式会社 １３６〜１３８頁」に示された位相変調干渉法（フリンジスキャン干渉法）における位相分布の算出法を適用することができる。 The phase differential image generation unit 40 generates a phase differential image by calculating the phase shift amount ψ (x) of the intensity modulation signal shown in FIG. 6 for each group Gr. This phase shift amount ψ (x) can be calculated by a method similar to the normal fringe scanning method. For example, the phase distribution calculation method in the phase modulation interferometry (fringe scan interferometry) shown in “Introduction to Applied Optical Measurement, Toyohiko Yadakai, Maruzen Co., Ltd., pages 136 to 138” can be applied.
本実施形態では、強度変調信号は、位相を０から２πの間で等間隔に４段階変化させた場合に相当するため、位相ズレ量ψ（ｘ）は、下式（７）を用いて算出される。 In the present embodiment, the intensity modulation signal corresponds to a case where the phase is changed in four steps at equal intervals between 0 and 2π, and therefore the phase shift amount ψ (x) is calculated using the following equation (7). Is done.
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。まず、被検体Ｈを配置せずに、操作部１８ａからプレ撮影指示が入力されると、第２の格子２２が第１の走査位置にセットされた状態で、Ｘ線源１１によるＸ線の照射とともに、Ｘ線画像検出器２０によるＧ２像の検出が行われ、Ｘ線画像検出器２０から出力された画像データがメモリ１４に記憶される。そして、走査機構２３により、第２の格子２２が第２の走査位置にセットされ、同様に、Ｘ線源１１によるＸ線の照射とともに、Ｘ線画像検出器２０によるＧ２像の検出が行われ、Ｘ線画像検出器２０から出力された画像データがメモリ１４に記憶される。 Next, the operation of the X-ray imaging apparatus 10 configured as described above will be described. First, when a pre-imaging instruction is input from the operation unit 18a without placing the subject H, the X-ray source 11 emits X-rays while the second grating 22 is set at the first scanning position. Along with the irradiation, the G2 image is detected by the X-ray image detector 20, and the image data output from the X-ray image detector 20 is stored in the memory 14. Then, the scanning mechanism 23 sets the second grating 22 to the second scanning position, and similarly, the X-ray image detector 20 detects the G2 image together with the X-ray irradiation from the X-ray source 11. The image data output from the X-ray image detector 20 is stored in the memory 14.
メモリ１４に記憶された１組の画像データは、画像処理部１５に読み出される。画像処理部１５内では、位相微分画像生成部４０により上式（７）に基づく演算が行われ、位相微分画像が生成される。この位相微分画像は、補正画像として補正画像記憶部４１に記憶される。プレ撮影は、以上で動作が終了する。プレ撮影は、Ｘ線撮影装置１０の立ち上げ時等に少なくとも一度行われればよく、本撮影の前に毎回行われる必要はない。 A set of image data stored in the memory 14 is read by the image processing unit 15. In the image processing unit 15, the phase differential image generation unit 40 performs a calculation based on the above equation (7) to generate a phase differential image. This phase differential image is stored in the corrected image storage unit 41 as a corrected image. The pre-photographing operation is completed as described above. The pre-imaging may be performed at least once when the X-ray imaging apparatus 10 is started up, and need not be performed every time before the main imaging.
次に、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置して、操作部１８ａから本撮影指示が入力されると、プレ撮影時と同様に、第２の格子２２が第１の走査位置と第２の走査位置とにセットされ、それぞれの位置でＸ線源１１によるＸ線の照射とともに、Ｘ線画像検出器２０によるＧ２像の検出が行われ、Ｘ線画像検出器２０から出力された１組の画像データがメモリ１４に記憶される。この１組の画像データが画像処理部１５に読み出され、画像処理部１５内では、位相微分画像生成部４０により同様に位相微分画像が生成される。 Next, when the subject H is arranged between the X-ray source 11 and the first grid 21 and a main imaging instruction is input from the operation unit 18a, the second grid 22 is obtained as in the pre-imaging. Are set at the first scanning position and the second scanning position, and the X-ray image is detected by the X-ray image detector 20 together with the X-ray irradiation from the X-ray source 11 at the respective positions. A set of image data output from the detector 20 is stored in the memory 14. This set of image data is read out to the image processing unit 15, and in the image processing unit 15, a phase differential image is similarly generated by the phase differential image generation unit 40.
この位相微分画像は、補正処理部４２に入力される。補正処理部４２は、補正画像記憶部４１から補正画像を読み出し、入力された位相微分画像から補正画像を減算する。これにより、被検体Ｈの位相情報のみが反映された位相微分画像が生成される。この補正済みの位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部４３に入力され、ｘ方向に沿って積分処理がなされることにより、位相コントラスト画像が生成される。 This phase differential image is input to the correction processing unit 42. The correction processing unit 42 reads the correction image from the correction image storage unit 41 and subtracts the correction image from the input phase differential image. As a result, a phase differential image in which only the phase information of the subject H is reflected is generated. The corrected phase differential image is input to the phase contrast image generation unit 43, and integration processing is performed along the x direction to generate a phase contrast image.
この位相コントラスト画像及び補正済みの位相微分画像は、画像記録部１６に記録された後、コンソール１８に入力され、モニタ１８ｂに表示される。 The phase contrast image and the corrected phase differential image are recorded in the image recording unit 16, then input to the console 18, and displayed on the monitor 18b.
以上の通り、本実施形態では、図４及び図５に示すように１モアレ周期Ｔの分割数（１グループＧｒの画素部の数）は２と少ないため、モアレ縞の周期方向（ｙ方向）への解像度の低下は最低限に抑えられる。また、縞走査の走査数は２と少ないため、被検体Ｈの体動の影響が抑えられる。したがって、Ｘ線撮影装置１０は、体動による影響を低減するとともに、モアレ縞の周期方向への解像度の低下を抑制している。 As described above, in this embodiment, as shown in FIGS. 4 and 5, the number of divisions of one moire period T (the number of pixel portions of one group Gr) is as small as two, so the moire fringe period direction (y direction) Degradation in resolution is minimized. In addition, since the number of fringe scans is as small as two, the influence of body movement of the subject H can be suppressed. Therefore, the X-ray imaging apparatus 10 reduces the influence of body movement and suppresses a decrease in resolution in the periodic direction of moire fringes.
（変形例１）
上記実施形態では、１モアレ周期Ｔの分割数を２、縞走査の走査数を２としているが、それぞれ２以上の整数であればよく特に限定されない。一般に、１モアレ周期Ｔの分割数をｓ、縞走査の走査数をｎとした場合には、縞走査時の第２の格子２２の移動ピッチをｐ２／Ｎ（ここで、Ｎ＝ｓ×ｎ）とし、第２の格子２２を第１の走査位置から第ｎの走査位置まで段階的に移動させればよい。これにより、位相を０から２πの間で等間隔にＮ段階に変化させてなる強度変調信号が得られる。この場合には、強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）は、下式（８）、（９）を用いて算出される。ここで、Ｉｋは、位相δｋにおける画素値である。
(Modification 1)
In the above embodiment, the number of divisions of one moire cycle T is 2 and the number of scanning of fringe scanning is 2. However, the number of divisions is not particularly limited as long as it is an integer of 2 or more. In general, when the number of divisions of one moire period T is s and the number of scanning of fringe scanning is n, the moving pitch of the second grating 22 at the time of fringe scanning is p 2 / N (where N = s × n), and the second grating 22 may be moved stepwise from the first scanning position to the nth scanning position. As a result, an intensity modulation signal is obtained in which the phase is changed in N stages at equal intervals between 0 and 2π. In this case, the phase shift amount ψ (x) of the intensity modulation signal is calculated using the following equations (8) and (9). Here, I k is a pixel value in the phase δ k .
（変形例２）
また、上記実施形態及び変形例１では、１モアレ周期Ｔを等分割し、かつ第２の格子２２の移動ピッチをｄ／Ｎを満たすように設定しているが、必ずしもこれらの条件を満たす必要はない。これらの条件を満たさない場合には、位相δｋは、０から２πの間を等間隔に分割するものではないため、上式（９）を満たさず、非等間隔の値を取る。この場合には、強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）は、最小二乗法の原理に従い、下式（１０）〜（１４）を用いて算出することが可能である。
(Modification 2)
In the embodiment and the first modification, the 1 moire period T is equally divided and the moving pitch of the second grating 22 is set to satisfy d / N. However, these conditions must be satisfied. There is no. When these conditions are not satisfied, the phase δ k does not divide between 0 and 2π at equal intervals, and therefore does not satisfy the above equation (9) and takes non-uniform values. In this case, the phase shift amount ψ (x) of the intensity modulation signal can be calculated using the following equations (10) to (14) according to the principle of the least square method.
以上の通り、従来の縞走査法の場合にはＮ（＝ｓ×ｎ）回の走査が必要であるのに対して、本発明によればｎ回の走査で済むため、曝射回数が抑えられ、被検体Ｈの被曝が軽減される。また、これにより撮影時間が短くなるため、被検体Ｈの体動による影響が軽減される。一方、走査を行わずに単一の画像データから位相微分画像を生成する特願２０１０−２６５２４１号に記載の方法の場合には、モアレ縞の周期方向の解像度が１／Ｎ倍に低下してしまうが、本発明によれば、該方向への解像度の低下は１／ｓ倍で済む。したがって、本発明によれば、走査回数の低減と解像度の向上との両立を図ることができる。特に、ｎ＝２、ｓ＝２の場合には、２回の走査で４つの値からなる強度変調信号が得られ、最小限の走査回数と最小限の解像度の低下により位相微分画像及び位相コントラスト画像を生成することができる。 As described above, in the case of the conventional fringe scanning method, N (= s × n) scans are necessary, whereas according to the present invention, n scans are sufficient, so the number of exposures can be reduced. As a result, the exposure of the subject H is reduced. In addition, since the imaging time is shortened, the influence of the body movement of the subject H is reduced. On the other hand, in the method described in Japanese Patent Application No. 2010-265241 for generating a phase differential image from single image data without scanning, the resolution of the moire fringes in the period direction is reduced to 1 / N times. However, according to the present invention, the decrease in resolution in this direction can be reduced to 1 / s. Therefore, according to the present invention, both reduction in the number of scans and improvement in resolution can be achieved. In particular, when n = 2 and s = 2, an intensity modulation signal having four values is obtained by two scans, and the phase differential image and the phase contrast are obtained by the minimum number of scans and the minimum resolution reduction. An image can be generated.
（その他の変形例）
上記実施形態では、走査機構２３は、第２の格子２２を複数の走査位置に移動させているが、第２の格子２２に代えて、第１の格子２１を複数の走査位置に移動させてもよい。第１の格子２１を移動させる場合には、第１の格子２１の移動に伴うＧ１像に対する第２の格子２２の相対的な移動量が上記関係を満たすように移動制御すればよい。例えば、Ｇ１像に対する第２の格子２２のｘ方向への相対的な移動ピッチをｐ２／４とするには、第１の格子２１のｘ方向への移動ピッチをｐ１／４とすればよい。
(Other variations)
In the above embodiment, the scanning mechanism 23 moves the second grating 22 to a plurality of scanning positions. However, instead of the second grating 22, the scanning mechanism 23 moves the first grating 21 to a plurality of scanning positions. Also good. When the first grating 21 is moved, movement control may be performed so that the relative movement amount of the second grating 22 with respect to the G1 image accompanying the movement of the first grating 21 satisfies the above relationship. For example, the relative movement pitch in the x direction of the second grating 22 for the G1 image and p 2/4, if the movement pitch in the x direction of the first grating 21 and the p 1/4 Good.
また、上記実施形態では、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向をｙ方向とし、これに対して第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向を角度θだけ傾斜させているが、逆に、第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向をｙ方向とし、これに対して第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向を角度θだけ傾斜させてもよい。さらには、ｙ方向に対して、第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向と、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向とを逆方向に傾斜させ、両者が角度θをなすようにしてもよい。 Moreover, in the said embodiment, let the extending | stretching direction of the X-ray absorption part 22a of the 2nd grating | lattice 22 be a y direction, and incline the extending | stretching direction of the X-ray absorption part 21a of the 1st grating | lattice 21 by angle (theta) with respect to this. However, conversely, the extending direction of the X-ray absorbing portion 21a of the first grating 21 is set to the y direction, and the extending direction of the X-ray absorbing portion 22a of the second grating 22 is inclined by an angle θ. May be. Furthermore, the extending direction of the X-ray absorbing portion 21a of the first grating 21 and the extending direction of the X-ray absorbing portion 22a of the second grating 22 are inclined in the opposite direction with respect to the y direction, and both are angled. You may make it make (theta).
また、上記実施形態では、主画素サイズＤｘをモアレ周期Ｔとほぼ同一の値としているが、主画素サイズＤｘとモアレ周期Ｔとの関係は特に限定されるものではなく、適宜変更してよい。 In the above embodiment, the main pixel size Dx is set to be substantially the same value as the moire cycle T. However, the relationship between the main pixel size Dx and the moire cycle T is not particularly limited, and may be changed as appropriate.
また、上記実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の格子２１と第２の格子２２との間に配置してもよい。 In the above-described embodiment, the subject H is disposed between the X-ray source 11 and the first grating 21, but the subject H is disposed between the first grating 21 and the second grating 22. You may arrange.
また、上記実施形態では、走査機構２３は、第２の格子２２を格子線に直交する方向（ｘ方向）に並進移動させているが、本出願人により特願２０１１−０９７０９０号として出願されているように、第２の格子２２を格子線に対して傾斜する方向（ｘｙ平面内でｘ方向及びｙ方向に直交しない方向）に並進移動させてもよい。この移動方向は、ｘｙ平面内で、かつｙ方向以外であれば、いずれの方向であってもよい。この場合には、第２の格子２２の移動のｘ方向成分に基づいて、走査位置を設定すればよい。第２の格子２２を格子線に対して傾斜する方向に並進移動させることにより、走査機構２３による各位置への移動に要するストローク（移動距離）が長くなるため、移動精度が向上するといった利点がある。 In the above-described embodiment, the scanning mechanism 23 translates the second grating 22 in a direction (x direction) orthogonal to the grating lines. However, the present applicant filed as Japanese Patent Application No. 2011-097090. As described above, the second grating 22 may be translated in a direction inclined with respect to the grid line (a direction not orthogonal to the x direction and the y direction in the xy plane). This moving direction may be any direction as long as it is within the xy plane and other than the y direction. In this case, the scanning position may be set based on the x-direction component of the movement of the second grating 22. By translating the second grating 22 in a direction inclined with respect to the grating lines, the stroke (movement distance) required for the movement to each position by the scanning mechanism 23 becomes longer, so that the moving accuracy is improved. is there.
また、上記第実施形態では、Ｘ線源１１から射出されるコーンビーム状のＸ線を射出するＸ線源１１を用いているが、平行ビーム状のＸ線を射出するＸ線源を用いることも可能である。この場合には、上式（１）に代えて、ｐ２＝ｐ１をほぼ満たすように第１及び第２の格子２１，２２を構成すればよい。 In the first embodiment, the X-ray source 11 that emits cone-beam X-rays emitted from the X-ray source 11 is used. However, an X-ray source that emits parallel-beam X-rays is used. Is also possible. In this case, instead of the above equation (1), the first and second gratings 21 and 22 may be configured so as to substantially satisfy p 2 = p 1 .
また、上記実施形態では、Ｘ線源１１から射出されたＸ線を第１の格子２１に入射させており、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、Ｘ線源１１の射出側直後に、ＷＯ２００６／１３１２３５号公報等に記されたマルチスリット（線源格子）を設けることにより、Ｘ焦点を分散化してもよい。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。マルチスリットの格子線（格子溝）は、ｙ方向に延伸しており、第１及び第２の格子２１，２２の少なくとも一方の格子線と平行である。この場合、マルチスリットのｘ方向への格子ピッチｐ０は、下式（１５）を満たす必要がある。ここで、距離Ｌ１は、マルチスリットから第１の格子２１までのｚ方向への距離を表す。 Moreover, in the said embodiment, the X-rays inject | emitted from the X-ray source 11 are made to inject into the 1st grating | lattice 21, and although the X-ray source 11 is a single focus, immediately after the emission side of the X-ray source 11 The X focus may be dispersed by providing a multi slit (radiation source lattice) described in WO 2006/131235. As a result, it becomes possible to use a high-power X-ray source and the X-ray dose is improved, so that the image quality of the phase differential image is improved. Multi-slit lattice lines (lattice grooves) extend in the y direction and are parallel to at least one of the first and second lattices 21 and 22. In this case, the lattice pitch p 0 in the x direction of the multi-slit needs to satisfy the following formula (15). Here, the distance L 1 represents the distance in the z direction from the multi-slit to the first grating 21.
このようにＸ線源１１と第１の格子２１の間にマルチスリットを設ける場合には、走査機構２３は、第１及び第２の格子２１に代えて、マルチスリットを複数の走査位置に移動させてもよい。マルチスリットを移動させる場合には、マルチスリットの移動に伴うＧ１像に対する第２の格子２２の相対的な移動量が上記関係を満たすように移動制御すればよい。例えば、Ｇ１像に対する第２の格子２２のｘ方向への相対的な移動ピッチをｐ２／４とするには、マルチスリットのｘ方向への移動ピッチをｐ０／４とすればよい。 When the multi-slit is provided between the X-ray source 11 and the first grating 21 in this way, the scanning mechanism 23 moves the multi-slit to a plurality of scanning positions instead of the first and second gratings 21. You may let them. When the multi-slit is moved, the movement may be controlled so that the relative movement amount of the second grating 22 with respect to the G1 image accompanying the movement of the multi-slit satisfies the above relationship. For example, the relative movement pitch in the x direction of the second grating 22 for the G1 image and p 2/4 is a movement pitch of the multi-slit the x direction may be set to p 0/4.
また、上記実施形態では、第１の格子２１が入射Ｘ線を幾何光学的に投影するように構成しているが、ＷＯ２００４／０５８０７０号公報等で知られているように、第１の格子２１をタルボ効果が生じる構成としてもよい。第１の格子２１でタルボ効果を生じさせるためには、Ｘ線の空間干渉性を高めるように、小焦点のＸ線光源を用いるか、上記マルチスリットを用いればよい。また、第１の格子２１でタルボ効果を生じさせる場合には、第１の格子２１を、吸収型格子に代えて、位相型格子とすることも好ましい。位相型格子は、吸収型格子のＸ線吸収部をＸ線位相形成部に置換することにより構成される。Ｘ線位相形成部は、隣接するＸ線透過部に対して所定の屈折率差を有する材料（空気、樹脂など）により形成される。この位相型格子としては、入射Ｘ線にπ／２の位相変調を与えて透過させるものと、入射Ｘ線にπの位相変調を与えて透過させるものとが知られている。 Moreover, in the said embodiment, although the 1st grating | lattice 21 is comprised so that incident X-ray may be projected geometrically optically, as known in WO2004 / 058070 etc., the 1st grating | lattice 21 is comprised. May be configured to generate the Talbot effect. In order to generate the Talbot effect in the first grating 21, a small-focus X-ray light source or the multi-slit may be used so as to enhance the spatial coherence of X-rays. Further, when the Talbot effect is generated in the first grating 21, it is preferable that the first grating 21 is a phase grating instead of the absorption grating. The phase type grating is configured by replacing the X-ray absorption part of the absorption type grating with an X-ray phase forming part. The X-ray phase forming part is formed of a material (air, resin, etc.) having a predetermined refractive index difference with respect to the adjacent X-ray transmitting part. As the phase-type grating, there are known a phase grating that transmits incident X-rays with a phase modulation of π / 2 and a grating that transmits incident X-rays with a phase modulation of π / 2.
第１の格子２１でタルボ効果が生じる場合には、第１の格子２１の自己像（Ｇ１像）が、第１の格子２１からｚ方向下流にタルボ距離Ｚｍだけ離れた位置に生じるため、第１の格子２１から第２の格子２２までの距離Ｌ２をタルボ距離Ｚｍとする必要がある。 When the Talbot effect is generated in the first grating 21, the self-image (G1 image) of the first grating 21 is generated at a position away from the first grating 21 by the Talbot distance Z m downstream in the z direction. the distance L 2 from the first grid 21 to the second grid 22 is required to be Talbot distance Z m.
タルボ距離Ｚｍは、第１の格子２１の構成とＸ線のビーム形状とに依存する。第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１６）で表される。ここで、ｍは正の整数である。 Talbot distance Z m is dependent on the beam shape of the structure and the X-ray of the first grating 21. An absorption grating first grating 21, when X-rays emitted from the X-ray source 11 is a cone beam shape, Talbot distance Z m is represented by the following formula (16). Here, m is a positive integer.
また、第１の格子２１がＸ線にπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１７）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 applies phase modulation of π / 2 to the X-ray, and the X-ray emitted from the X-ray source 11 has a cone beam shape, the Talbot distance Z m is And represented by the following formula (17). Here, m is 0 or a positive integer.
また、第１の格子２１がＸ線にπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１８）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。 In addition, when the first grating 21 is a phase-type grating that imparts π phase modulation to X-rays and the X-rays emitted from the X-ray source 11 have a cone beam shape, the Talbot distance Z m is as follows. It is represented by Formula (18). Here, m is 0 or a positive integer.
また、第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１９）で表される。ここで、ｍは正の整数である。 Further, when the first grating 21 is an absorption grating and the X-rays emitted from the X-ray source 11 have a parallel beam shape, the Talbot distance Z m is expressed by the following equation (19). Here, m is a positive integer.
また、第１の格子２１がＸ線にπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２０）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 applies phase modulation of π / 2 to X-rays, and the X-rays emitted from the X-ray source 11 are parallel beams, the Talbot distance Z m is Is represented by the following formula (20). Here, m is 0 or a positive integer.
そして、第１の格子２１がＸ線にπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２１）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 imparts π phase modulation to X-rays, and the X-rays emitted from the X-ray source 11 are parallel beams, the Talbot distance Z m is It is represented by Formula (21). Here, m is 0 or a positive integer.
本発明は、医療診断用の放射線撮影装置の他に、工業用の放射線撮影装置等に適用することが可能である。また、放射線は、Ｘ線以外に、ガンマ線等を用いることも可能である。 The present invention can be applied to an industrial radiography apparatus and the like in addition to a radiography apparatus for medical diagnosis. In addition to X-rays, gamma rays or the like can be used as radiation.
１０ Ｘ線撮影装置
１２ 格子部
１３ Ｘ線画像検出器
２１ 第１の格子
２１ａ Ｘ線吸収部
２１ｂ Ｘ線透過部
２２ 第２の格子
２２ａ Ｘ線吸収部
２２ｂ Ｘ線透過部
３０ 画素部
３１ 画素電極
３３ ゲート走査線
３５ 信号線
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 X-ray imaging apparatus 12 Lattice part 13 X-ray image detector 21 1st grating | lattice 21a X-ray absorption part 21b X-ray transmission part 22 2nd grating | lattice 22a X-ray absorption part 22b X-ray transmission part 30 Pixel part 31 Pixel electrode 33 Gate scanning line 35 Signal line
Claims (11)
前記第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
複数の画素部が２次元配列され、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線検出器と、
前記第１の格子または前記第２の格子を複数の走査位置に並進移動させる走査機構と、
前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素部を１グループとするように前記複数の画素部を複数のグループに分けるとともに、前記複数の走査位置で得られる前記各グループ内の画素部の画素値により強度変調信号を構成し、前記強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
を備えることを特徴とする放射線画像撮影装置。 A first grating for generating a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source;
A second grating that is inclined relative to the first grating in the grating plane direction and partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image having moire fringes. When,
A plurality of pixel units two-dimensionally arranged, a radiation detector that detects the second periodic pattern image and generates image data;
A scanning mechanism that translates the first grating or the second grating to a plurality of scanning positions;
The plurality of pixel portions are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixel portions arranged in the periodic direction of the moire fringes are grouped, and pixels of the pixel portions in each group obtained at the plurality of scanning positions A phase differential image generation unit configured to generate an intensity differential signal by generating a phase differential image by calculating an amount of phase shift of the intensity modulation signal;
A radiographic imaging apparatus comprising:
前記放射線源と前記放射線検出器との間に被検体を配置して行われる本撮影において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、
を備えることを特徴とする請求項１から４いずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。 In pre-imaging performed without placing a subject between the radiation source and the radiation detector, a correction image storage unit that stores the phase differential image generated by the phase differential image generation unit as a correction image;
From the phase differential image generated by the phase differential image generation unit in main imaging performed by placing a subject between the radiation source and the radiation detector, a correction image stored in the correction image storage unit is obtained. A correction processing unit to subtract,
The radiographic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4, further comprising:
前記第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
複数の画素部が２次元配列され、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線検出器と、
前記線源格子を複数の走査位置に並進移動させる走査機構と、
前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素部を１グループとするように前記複数の画素部を複数のグループに分けるとともに、前記複数の走査位置で得られる前記各グループ内の画素部の画素値により強度変調信号を構成し、前記強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
を備えることを特徴とする放射線画像撮影装置。 A first grating for generating a first periodic pattern image by passing radiation emitted from the radiation source through the source grating;
A second grating that is inclined relative to the first grating in the grating plane direction and partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image having moire fringes. When,
A plurality of pixel units two-dimensionally arranged, a radiation detector that detects the second periodic pattern image and generates image data;
A scanning mechanism that translates the source grid to a plurality of scanning positions;
The plurality of pixel portions are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixel portions arranged in the periodic direction of the moire fringes are grouped, and pixels of the pixel portions in each group obtained at the plurality of scanning positions A phase differential image generation unit configured to generate an intensity differential signal by generating a phase differential image by calculating an amount of phase shift of the intensity modulation signal;
A radiographic imaging apparatus comprising:
前記第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
複数の画素部が２次元配列され、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線検出器と、
前記第１の格子または前記第２の格子を複数の走査位置に並進移動させる走査機構と、
を備えた放射線画像撮影装置に用いられる画像処理方法において、
前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素部を１グループとするように前記複数の画素部を複数のグループに分けるとともに、前記複数の走査位置で得られる前記各グループ内の画素部の画素値により強度変調信号を構成し、前記強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成することを特徴とする画像処理方法。 A first grating for generating a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source;
A second grating that is inclined relative to the first grating in the grating plane direction and partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image having moire fringes. When,
A plurality of pixel units two-dimensionally arranged, a radiation detector that detects the second periodic pattern image and generates image data;
A scanning mechanism that translates the first grating or the second grating to a plurality of scanning positions;
In an image processing method used for a radiographic image capturing apparatus comprising:
The plurality of pixel portions are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixel portions arranged in the periodic direction of the moire fringes are grouped, and pixels of the pixel portions in each group obtained at the plurality of scanning positions An image processing method comprising: forming an intensity modulation signal by a value; and calculating a phase shift amount of the intensity modulation signal to generate a phase differential image.
前記第１の格子に対して相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
複数の画素部が２次元配列され、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線検出器と、
前記線源格子を複数の走査位置に並進移動させる走査機構と、
を備えた放射線画像撮影装置に用いられる画像処理方法において、
前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素部を１グループとするように前記複数の画素部を複数のグループに分けるとともに、前記複数の走査位置で得られる前記各グループ内の画素部の画素値により強度変調信号を構成し、前記強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成することを特徴とする画像処理方法。 A first grating for generating a first periodic pattern image by passing radiation emitted from the radiation source through the source grating;
A second grating that is inclined relative to the first grating and that partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image having moire fringes;
A plurality of pixel units two-dimensionally arranged, a radiation detector that detects the second periodic pattern image and generates image data;
A scanning mechanism that translates the source grid to a plurality of scanning positions;
In an image processing method used for a radiographic image capturing apparatus comprising:
The plurality of pixel portions are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixel portions arranged in the periodic direction of the moire fringes are grouped, and pixels of the pixel portions in each group obtained at the plurality of scanning positions An image processing method comprising: forming an intensity modulation signal by a value; and calculating a phase shift amount of the intensity modulation signal to generate a phase differential image.
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