JP2015071051A - X-ray image-capturing system - Google Patents
X-ray image-capturing system Download PDFInfo
- Publication number
- JP2015071051A JP2015071051A JP2014233243A JP2014233243A JP2015071051A JP 2015071051 A JP2015071051 A JP 2015071051A JP 2014233243 A JP2014233243 A JP 2014233243A JP 2014233243 A JP2014233243 A JP 2014233243A JP 2015071051 A JP2015071051 A JP 2015071051A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- subject
- grating
- slit
- ray
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000012886 linear function Methods 0.000 claims abstract description 17
- 238000012887 quadratic function Methods 0.000 claims abstract description 17
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 145
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 13
- 238000012937 correction Methods 0.000 abstract description 76
- 230000008859 change Effects 0.000 abstract description 19
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 abstract description 12
- 230000009467 reduction Effects 0.000 abstract description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 description 162
- 230000008569 process Effects 0.000 description 62
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 35
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 25
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 23
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 23
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 21
- 238000003702 image correction Methods 0.000 description 19
- LFEUVBZXUFMACD-UHFFFAOYSA-H lead(2+);trioxido(oxo)-$l^{5}-arsane Chemical compound [Pb+2].[Pb+2].[Pb+2].[O-][As]([O-])([O-])=O.[O-][As]([O-])([O-])=O LFEUVBZXUFMACD-UHFFFAOYSA-H 0.000 description 19
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 8
- 239000000463 material Substances 0.000 description 8
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 7
- 230000006870 function Effects 0.000 description 7
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 7
- 230000002950 deficient Effects 0.000 description 6
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 description 5
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 5
- BUGBHKTXTAQXES-UHFFFAOYSA-N Selenium Chemical compound [Se] BUGBHKTXTAQXES-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 239000010408 film Substances 0.000 description 4
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 4
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 4
- 229910052711 selenium Inorganic materials 0.000 description 4
- 239000011669 selenium Substances 0.000 description 4
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 3
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 description 3
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 3
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 3
- 230000002349 favourable effect Effects 0.000 description 3
- 238000005305 interferometry Methods 0.000 description 3
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 3
- 238000000206 photolithography Methods 0.000 description 3
- 238000003825 pressing Methods 0.000 description 3
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 3
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 3
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 3
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 2
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 2
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000012984 biological imaging Methods 0.000 description 2
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 2
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 2
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 2
- 238000010191 image analysis Methods 0.000 description 2
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 2
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 125000006850 spacer group Chemical group 0.000 description 2
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 2
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 2
- OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N Carbon Chemical compound [C] OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- ZOKXTWBITQBERF-UHFFFAOYSA-N Molybdenum Chemical compound [Mo] ZOKXTWBITQBERF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000032683 aging Effects 0.000 description 1
- 210000001188 articular cartilage Anatomy 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 210000000481 breast Anatomy 0.000 description 1
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 1
- 229910052799 carbon Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 239000003638 chemical reducing agent Substances 0.000 description 1
- 230000000052 comparative effect Effects 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 229920001971 elastomer Polymers 0.000 description 1
- 239000000806 elastomer Substances 0.000 description 1
- 238000005323 electroforming Methods 0.000 description 1
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N gold Chemical compound [Au] PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000010931 gold Substances 0.000 description 1
- 229910052737 gold Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000005484 gravity Effects 0.000 description 1
- 239000004519 grease Substances 0.000 description 1
- 210000004247 hand Anatomy 0.000 description 1
- 239000011810 insulating material Substances 0.000 description 1
- 239000011133 lead Substances 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 229910052750 molybdenum Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011733 molybdenum Substances 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 1
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 1
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 1
- 238000001308 synthesis method Methods 0.000 description 1
- 239000010409 thin film Substances 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
- 238000012876 topography Methods 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 1
- 238000007740 vapor deposition Methods 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
- 238000010792 warming Methods 0.000 description 1
- 210000000707 wrist Anatomy 0.000 description 1
Landscapes
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
本発明は、Ｘ線撮影システムに関する。 The present invention relates to an X-ray imaging system.
診断に用いられる医療用のＸ線画像のほとんどは、吸収コントラスト法による画像である。吸収コントラスト法は、Ｘ線が被写体を透過したときのＸ線強度の減衰の差によりコントラストを形成する。一方、Ｘ線の吸収ではなく、Ｘ線の位相変化によってコントラストを得る位相コントラスト法が提案されている。例えば、拡大撮影時のＸ線の屈折を利用したエッジ強調によって視認性の高いＸ線画像を得る位相コントラスト撮影が行われている（例えば、特許文献１、２参照）。 Most of medical X-ray images used for diagnosis are images by an absorption contrast method. In the absorption contrast method, contrast is formed by a difference in attenuation of X-ray intensity when X-rays pass through a subject. On the other hand, a phase contrast method has been proposed in which contrast is obtained not by X-ray absorption but by X-ray phase change. For example, phase contrast imaging is performed in which X-ray images with high visibility are obtained by edge enhancement using X-ray refraction during magnified imaging (see, for example, Patent Documents 1 and 2).
吸収コントラスト法は骨等のＸ線吸収が大きい被写体の撮影に有効である。これに対し、位相コントラスト法はＸ線吸収差が小さく、吸収コントラスト法によっては画像として現れにくい***の組織や関節軟骨、関節周辺の軟部組織をも画像化することが可能であり、Ｘ線画像診断への適用が期待されている。 The absorption contrast method is effective for photographing a subject having a large X-ray absorption such as bone. On the other hand, the phase contrast method has a small X-ray absorption difference and can image breast tissue, articular cartilage, and soft tissue around the joint, which are difficult to appear as an image by the absorption contrast method. Application to diagnosis is expected.
位相コントラスト撮影の１つとして、タルボ効果を利用するタルボ干渉計も検討されている（例えば、特許文献３〜５）。タルボ効果とは、一定の周期でスリットが設けられた第１格子を、干渉性の光が透過すると、光の進行方向に一定周期でその格子像を結ぶ現象をいう。この格子像は自己像と呼ばれ、タルボ干渉計は自己像を結ぶ位置に第２格子を配置し、この第２格子をわずかにずらすことで生じる干渉縞を測定する。第２格子の前に物体を配置するとモアレが乱れることから、タルボ干渉計によりＸ線撮影を行うのであれば、第１格子の前に被写体を配置して干渉性Ｘ線を照射し、得られたモアレの画像を演算することによって被写体の再構成画像を得ることが可能である。 As one of phase contrast imaging, a Talbot interferometer using the Talbot effect has been studied (for example, Patent Documents 3 to 5). The Talbot effect is a phenomenon in which, when coherent light is transmitted through a first grating provided with slits at a certain period, the grating image is formed at a certain period in the light traveling direction. This lattice image is called a self-image, and the Talbot interferometer arranges the second lattice at a position connecting the self-images, and measures interference fringes generated by slightly shifting the second lattice. If an object is placed in front of the second grating, the moire is disturbed. Therefore, if X-ray imaging is performed with a Talbot interferometer, the object is placed in front of the first grating and irradiated with coherent X-rays. It is possible to obtain a reconstructed image of the subject by calculating a moire image.
また、Ｘ線源と第１格子間にマルチスリットを設置し、Ｘ線の照射線量を増大させるタルボ・ロー干渉計も提案されている（例えば、特許文献６参照）。従来のタルボ・ロー干渉計は、第１格子又は第２格子を移動しながら（両格子を相対移動させながら）、一定周期間隔のモアレ画像を複数撮影するものであり、マルチスリットは、Ｘ線量の増大のために設けられている。 There has also been proposed a Talbot-Lau interferometer in which a multi-slit is installed between the X-ray source and the first grating to increase the X-ray irradiation dose (see, for example, Patent Document 6). A conventional Talbot-Lau interferometer takes a plurality of moire images at a constant interval while moving the first grating or the second grating (relatively moving both gratings). Is provided for the increase of
本願発明者等は、タルボ・ロー干渉計において、マルチスリットを第１格子及び第２格子に対して移動せしめることでも従来方式で得られる再構成画像と同等の画像を得られることを見出し、ＰＣＴ／ＪＰ２０１０／５３９７８において出願を行った。
また、本願発明者等は、被写体を被写体台に載置して撮影を行うことにより得られたモアレ画像と被写体を被写体台に載置せずに撮影を行うことにより得られたモアレ画像を用いて被写体再構成画像を作成することで、よりアーチファクトの抑制された高精細な診断用の被写体再構成画像が得られることを見出し、特願２０１０−０６１９９３において出願を行った。
The inventors of the present application have found that an image equivalent to the reconstructed image obtained by the conventional method can be obtained by moving the multi slit with respect to the first grating and the second grating in the Talbot-Lau interferometer. / JP2010 / 53978 filed.
In addition, the inventors of the present application use a moire image obtained by shooting with the subject placed on the subject table and a moire image obtained by shooting without placing the subject on the subject table. Thus, it was found that a high-definition subject reconstructed image for diagnosis in which artifacts are further suppressed can be obtained by creating a subject reconstructed image, and an application was filed in Japanese Patent Application No. 2010-061993.
ところで、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像を同時に撮影することはできないため、それぞれ別個に撮影を行うが、例えば、撮影室の空調が両者の撮影の間で稼働しはじめたりすると、これらの撮影間で撮影条件が変化し、再構成画像に撮影条件の変化に起因したアーチファクトが出てしまい、再構成画像のコントラストが悪く見えてしまうという問題がある。 By the way, since it is not possible to shoot a moiré image with a subject and a moiré image without a subject at the same time, each shoots separately. For example, if the air conditioner in the photographic room starts to operate between the two, There is a problem in that the shooting conditions change between the shootings, artifacts resulting from the change of the shooting conditions appear in the reconstructed image, and the contrast of the reconstructed image looks poor.
本発明の課題は、被写体有りの撮影と被写体無しの撮影との間で撮影条件が変化したことにより生じる画質の低下を抑制し、診断に良好な被写体再構成画像を提供できるようにすることである。 An object of the present invention is to suppress deterioration in image quality caused by a change in shooting conditions between shooting with a subject and shooting without a subject, and to provide a subject reconstructed image that is favorable for diagnosis. is there.
上記課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、
Ｘ線を照射するＸ線源と、
前記Ｘ線の照射軸方向と直交する方向に複数のスリットが配列されて構成された第１格子及び第２格子と、
被写体台と、
照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
を有する撮影装置を備え、
前記Ｘ線源により照射され、前記第１格子、前記被写体台に載置された被写体、及び前記第２格子を透過したＸ線を前記Ｘ線検出器で読み取ることにより得られたモアレ画像に基づいて、被写体の再構成画像を生成するＸ線撮影システムであって、
前記被写体台に被写体を載置して撮影することにより取得された少なくとも一つの被写体有りのモアレ画像及び前記被写体台に前記被写体を載置せずに撮影することにより取得された少なくとも一つの被写体無しのモアレ画像に基づいて、前記被写体の再構成画像を作成する再構成画像作成手段と、
前記作成された前記被写体の再構成画像に対して、画素の位置座標を用いて表される一次関数又は二次関数によりアーチファクトを近似し、当該アーチファクトの補正を行う再構成画像補正手段と、
備える。
In order to solve the above-mentioned problem, the invention described in claim 1
An X-ray source that emits X-rays;
A first grating and a second grating configured by arranging a plurality of slits in a direction orthogonal to the X-ray irradiation axis direction;
Subject table,
An X-ray detector that two-dimensionally arranges a conversion element that generates an electrical signal according to the irradiated X-ray, and reads the electrical signal generated by the conversion element as an image signal;
A photographing device having
Based on a moire image obtained by reading with the X-ray detector X-rays irradiated by the X-ray source and transmitted through the first grating, the subject placed on the subject table, and the second grating. An X-ray imaging system for generating a reconstructed image of a subject,
Moire image with at least one subject acquired by placing and photographing the subject on the subject table and at least one subject obtained by photographing without placing the subject on the subject table Reconstructed image creating means for creating a reconstructed image of the subject based on the moire image of
Reconstructed image correcting means for approximating an artifact by a linear function or a quadratic function expressed using pixel position coordinates with respect to the created reconstructed image of the subject, and correcting the artifact,
Prepare.
本発明によれば、被写体有りの撮影と被写体無しの撮影との間で撮影条件が変化したことにより生じる画質の低下を抑制し、診断に良好な被写体再構成画像を提供することが可能となる。 According to the present invention, it is possible to suppress a decrease in image quality caused by a change in shooting conditions between shooting with a subject and shooting without a subject, and provide a subject reconstructed image favorable for diagnosis. .
以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。
図１に、本実施形態に係るＸ線撮影システムを示す。Ｘ線撮影システムは、Ｘ線撮影装置１とコントローラ５を備える。Ｘ線撮影装置１はタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影を行い、コントローラ５は当該Ｘ線撮影により得られたモアレ画像を用いて被写体の再構成画像を作成する。本実施形態においては、Ｘ線撮影装置１は、手指を被写体として撮影する装置として説明するが、これに限定されるものではない。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 1 shows an X-ray imaging system according to this embodiment. The X-ray imaging system includes an X-ray imaging apparatus 1 and a controller 5. The X-ray imaging apparatus 1 performs X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer, and the controller 5 creates a reconstructed image of the subject using the moire image obtained by the X-ray imaging. In the present embodiment, the X-ray imaging apparatus 1 will be described as an apparatus that images a finger as a subject, but is not limited to this.
Ｘ線撮影装置１は、図１に示すように、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６、保持部１７、本体部１８等を備える。Ｘ線撮影装置１は縦型であり、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、この順序に重力方向であるｚ方向に配置される。Ｘ線源１１の焦点とマルチスリット１２間の距離をｄ１（ｍｍ）、Ｘ線源１１の焦点とＸ線検出器１６間の距離をｄ２（ｍｍ）、マルチスリット１２と第１格子１４間の距離をｄ３（ｍｍ）、第１格子１４と第２格子１５間の距離をｄ４（ｍｍ）で表す。 As shown in FIG. 1, the X-ray imaging apparatus 1 includes an X-ray source 11, a multi-slit 12, a subject table 13, a first grating 14, a second grating 15, an X-ray detector 16, a holding part 17, and a body part 18. Etc. The X-ray imaging apparatus 1 is a vertical type, and an X-ray source 11, a multi slit 12, a subject table 13, a first grating 14, a second grating 15, and an X-ray detector 16 are arranged in this order in the z direction, which is the gravitational direction. Placed in. The distance between the focal point of the X-ray source 11 and the multi-slit 12 is d 1 (mm), the distance between the focal point of the X-ray source 11 and the X-ray detector 16 is d 2 (mm), and the distance between the multi-slit 12 and the first grating 14. The distance is represented by d3 (mm), and the distance between the first grating 14 and the second grating 15 is represented by d4 (mm).
距離ｄ１は好ましくは５〜５００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは５〜３００（ｍｍ）である。
距離ｄ２は、一般的に放射線科の撮影室の高さは３（ｍ）程度又はそれ以下であることから、少なくとも３０００（ｍｍ）以下であることが好ましい。なかでも、距離ｄ２は４００〜２５００（ｍｍ）が好ましく、さらに好ましくは５００〜２０００（ｍｍ）である。
Ｘ線源１１の焦点と第１格子１４間の距離（ｄ１＋ｄ３）は、好ましくは３００〜５０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは４００〜１８００（ｍｍ）である。
Ｘ線源１１の焦点と第２格子１５間の距離（ｄ１＋ｄ３＋ｄ４）は、好ましくは４００〜５０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは５００〜２０００（ｍｍ）である。
それぞれの距離は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の波長から、第２格子１５上に第１格子１４による格子像（自己像）が重なる最適な距離を算出し、設定すればよい。
The distance d1 is preferably 5 to 500 (mm), more preferably 5 to 300 (mm).
The distance d2 is preferably at least 3000 (mm) or less since the height of the radiology room is generally about 3 (m) or less. Especially, the distance d2 is preferably 400 to 2500 (mm), and more preferably 500 to 2000 (mm).
The distance (d1 + d3) between the focal point of the X-ray source 11 and the first grating 14 is preferably 300 to 5000 (mm), and more preferably 400 to 1800 (mm).
The distance (d1 + d3 + d4) between the focal point of the X-ray source 11 and the second grating 15 is preferably 400 to 5000 (mm), more preferably 500 to 2000 (mm).
Each distance may be set by calculating an optimum distance at which the lattice image (self-image) by the first lattice 14 overlaps the second lattice 15 from the wavelength of the X-rays emitted from the X-ray source 11.
Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、同一の保持部１７に一体的に保持され、ｚ方向における位置関係が固定されている。保持部１７はＣ型のアーム状に形成され、本体部１８に設けられた駆動部１８ａによりｚ方向に移動（昇降）可能に本体部１８に取り付けられている。
Ｘ線源１１は、緩衝部材１７ａを介して保持されている。緩衝部材１７ａは、衝撃や振動を吸収できる材料であれば何れの材料を用いてもよいが、例えばエラストマー等が挙げられる。Ｘ線源１１はＸ線の照射によって発熱するため、Ｘ線源１１側の緩衝部材１７ａは加えて断熱素材であることが好ましい。
The X-ray source 11, the multi slit 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 are integrally held by the same holding unit 17 and the positional relationship in the z direction is fixed. ing. The holding portion 17 is formed in a C-shaped arm shape, and is attached to the main body portion 18 so as to be movable (up and down) in the z direction by a driving portion 18 a provided in the main body portion 18.
The X-ray source 11 is held via a buffer member 17a. Any material may be used for the buffer member 17a as long as it can absorb shocks and vibrations, and examples thereof include an elastomer. Since the X-ray source 11 generates heat upon irradiation with X-rays, it is preferable that the buffer member 17a on the X-ray source 11 side is additionally a heat insulating material.
Ｘ線源１１はＸ線管を備え、当該Ｘ線管によりＸ線を発生させてｚ方向（重力方向）にＸ線を照射する。Ｘ線管としては、例えば医療現場で広く一般に用いられているクーリッジＸ線管や回転陽極Ｘ線管を用いることができる。陽極としては、タングステンやモリブデンを用いることができる。
Ｘ線の焦点径は、０．０３〜３（mm）が好ましく、さらに好ましくは０．１〜１（mm）である。
The X-ray source 11 includes an X-ray tube, generates X-rays from the X-ray tube, and irradiates the X-rays in the z direction (gravity direction). As the X-ray tube, for example, a Coolidge X-ray tube or a rotary anode X-ray tube widely used in the medical field can be used. As the anode, tungsten or molybdenum can be used.
The focal diameter of the X-ray is preferably 0.03 to 3 (mm), more preferably 0.1 to 1 (mm).
マルチスリット１２は回折格子であり、図２Ａに示すように複数のスリットが所定間隔で配列されて設けられている。この複数のスリットは、Ｘ線照射軸方向（図１のｚ方向）と直交する方向（図２Ａに白矢印で示す）に配列されている。マルチスリット１２はシリコンやガラスといったＸ線の吸収率が低い材質の基板上に、タングステン、鉛、金といったＸ線の遮蔽力が大きい、つまりＸ線の吸収率が高い材質により形成される。例えば、フォトリソグラフィーによりレジスト層がスリット状にマスクされ、ＵＶが照射されてスリットのパターンがレジスト層に転写される。露光によって当該パターンと同じ形状のスリット構造が得られ、電鋳法によりスリット構造間に金属が埋め込まれて、マルチスリット１２が形成される。 The multi slit 12 is a diffraction grating, and a plurality of slits are arranged at predetermined intervals as shown in FIG. 2A. The plurality of slits are arranged in a direction (indicated by white arrows in FIG. 2A) orthogonal to the X-ray irradiation axis direction (z direction in FIG. 1). The multi-slit 12 is formed on a substrate having a low X-ray absorption rate such as silicon or glass by using a material having a high X-ray shielding power such as tungsten, lead, or gold, that is, a high X-ray absorption rate. For example, the resist layer is masked in a slit shape by photolithography, and UV is irradiated to transfer the slit pattern to the resist layer. A slit structure having the same shape as the pattern is obtained by exposure, and a metal is embedded between the slit structures by electroforming to form a multi-slit 12.
マルチスリット１２のスリット周期は１〜６０（μｍ）である。スリット周期は、図２Ａに示すように隣接するスリット間の距離を１周期とする。スリットの幅（各スリットのスリット配列方向の長さ）はスリット周期の１〜６０（％）の長さであり、さらに好ましくは１０〜４０（％）である。スリットの高さ（ｚ方向の高さ）は１〜５００（μｍ）であり、好ましくは１〜１５０（μｍ）である。
マルチスリット１２のスリット周期をｗ０（μｍ）、第１格子１４のスリット周期をｗ１（μｍ）とすると、スリット周期ｗ０は下記式により求めることができる。
ｗ０＝ｗ１・（ｄ３＋ｄ４）／ｄ４
当該式を満たすように周期ｗ０を決定することにより、マルチスリット１２及び第１格子１４の各スリットを通過したＸ線により形成される自己像が、それぞれ第２格子１５上で重なり合い、いわばピントが合った状態とすることができる。
The slit period of the multi slit 12 is 1 to 60 (μm). As shown in FIG. 2A, the slit period is defined as a period between adjacent slits. The width of the slit (the length of each slit in the slit arrangement direction) is 1 to 60 (%) of the slit period, and more preferably 10 to 40 (%). The height of the slit (the height in the z direction) is 1 to 500 (μm), preferably 1 to 150 (μm).
When the slit period of the multi slit 12 is w 0 (μm) and the slit period of the first grating 14 is w 1 (μm), the slit period w 0 can be obtained by the following equation.
w 0 = w 1 · (d3 + d4) / d4
By determining the period w 0 so as to satisfy the equation, the self-images formed by the X-rays that have passed through the slits of the multi-slit 12 and the first grating 14 overlap each other on the second grating 15. Can be in a suitable state.
マルチスリット１２は、図２Ｂに示すように、ラック１２ａを有するホルダー１２ｂに保持されている。ラック１２ａは、マルチスリット１２のスリット配列方向に設けられている。ラック１２ａは、後述する駆動部１２２のピニオン１２２ｃと係合し、ピニオン１２２ｃの回転（位相角）に応じてホルダー１２ｂに保持されたマルチスリット１２をスリット配列方向に移動させるためのものである。 As shown in FIG. 2B, the multi slit 12 is held by a holder 12b having a rack 12a. The rack 12 a is provided in the slit arrangement direction of the multi slit 12. The rack 12a is engaged with a pinion 122c of the driving unit 122 described later, and moves the multi slit 12 held by the holder 12b in the slit arrangement direction according to the rotation (phase angle) of the pinion 122c.
本実施形態において、Ｘ線撮影装置１には、マルチスリット回転部１２１及び駆動部１２２が設けられている。マルチスリット回転部１２１は、第１格子１４及び第２格子１５のＸ線照射軸周りの回転に応じてマルチスリット１２をＸ線照射軸周りに回転させるための機構である。駆動部１２２は、複数のモアレ画像の撮影のためにマルチスリット１２をスリット配列方向に移動させるための機構である。 In the present embodiment, the X-ray imaging apparatus 1 is provided with a multi-slit rotating unit 121 and a driving unit 122. The multi-slit rotator 121 is a mechanism for rotating the multi-slit 12 around the X-ray irradiation axis according to the rotation of the first grating 14 and the second grating 15 around the X-ray irradiation axis. The drive unit 122 is a mechanism for moving the multi-slit 12 in the slit arrangement direction for photographing a plurality of moire images.
図３に、マルチスリット回転部１２１及び駆動部１２２の平面図及びＡ−Ａ´断面図を示す。 In FIG. 3, the top view and AA 'cross section figure of the multi slit rotation part 121 and the drive part 122 are shown.
図３に示すように、マルチスリット回転部１２１は、モータ部１２１ａ、ギア部１２１ｂ、ギア部１２１ｃ、支持部１２１ｄ等を備えて構成されている。モータ部１２１ａ、ギア部１２１ｂ、ギア部１２１ｃは、支持部１２１ｄを介して保持部１７に保持されている。
モータ部１２１ａは、マイクロステップ駆動に切り替え可能なパルスモータであり、制御部１８１（図８参照）からの制御に応じて駆動され、ギア部１２１ｂを介してギア部１２１ｃをＸ線照射軸（図３に一点鎖線Ｒで示す）を中心として回転させる。ギア部１２１ｃは、ホルダー１２ｂに保持されたマルチスリット１２を装着するための開口部１２１ｅを有している。ギア部１２１ｃを回転させることにより、開口部１２１ｅに装着されたマルチスリット１２をＸ線照射軸周りに回転させ、マルチスリット１２のスリット配列方向を可変することができる。なお、撮影において、マルチスリット１２は０°〜９０°程度回転できればよいので、ギア部１２１ｃは全周にある必要はなく、図３に２点鎖線で示す範囲（正逆回転方向にそれぞれ９０°）で回転できればよい。
開口部１２１ｅは、ホルダー１２ｂに保持されたマルチスリット１２を上部から嵌め込むことが可能な形状及びサイズとなっている。ここでは、開口部１２１ｅにおけるスリット配列方向のサイズＷ４はホルダー１２ｂにおけるスリット配列方向のサイズＷ２より若干大きくなっており、マルチスリット１２をスリット配列方向にスライドさせることが可能となっている。なお、開口部１２１ｅにおけるスリット配列方向に直交する方向のサイズＷ３は、ホルダー１２ｂにおけるスリット配列方向に直交する方向のサイズＷ１との精密嵌合可能な寸法としており、ホルダー１２ｂを開口部１２１ｅに装着すると、ホルダー１２ｂに設けられたラック１２ａは開口部１２１ｅの外に、後述するピニオン１２２ｃと係合可能に配置される。
As shown in FIG. 3, the multi-slit rotating unit 121 includes a motor unit 121a, a gear unit 121b, a gear unit 121c, a support unit 121d, and the like. The motor part 121a, the gear part 121b, and the gear part 121c are held by the holding part 17 via the support part 121d.
The motor unit 121a is a pulse motor that can be switched to microstep driving, is driven in accordance with control from the control unit 181 (see FIG. 8), and drives the gear unit 121c to the X-ray irradiation axis (see FIG. 8) via the gear unit 121b. 3) (represented by a dashed line R in FIG. 3). The gear part 121c has an opening part 121e for mounting the multi slit 12 held by the holder 12b. By rotating the gear part 121c, the multi slit 12 mounted on the opening 121e can be rotated around the X-ray irradiation axis, and the slit arrangement direction of the multi slit 12 can be varied. In photographing, the multi slit 12 only needs to be able to rotate about 0 ° to 90 °. Therefore, the gear portion 121c does not have to be on the entire circumference, and the range indicated by the two-dot chain line in FIG. ).
The opening 121e has a shape and size that allows the multi slit 12 held by the holder 12b to be fitted from above. Here, the size W4 of the opening 121e in the slit arrangement direction is slightly larger than the size W2 of the holder 12b in the slit arrangement direction, and the multi-slit 12 can be slid in the slit arrangement direction. Note that the size W3 in the direction orthogonal to the slit arrangement direction in the opening 121e is a dimension that allows precise fitting with the size W1 in the direction orthogonal to the slit arrangement direction in the holder 12b, and the holder 12b is attached to the opening 121e. Then, the rack 12a provided in the holder 12b is disposed outside the opening 121e so as to be engageable with a pinion 122c described later.
駆動部１２２は、マルチスリット周期に応じ０．１μｍ〜数十μｍ単位でマルチスリット１２をスリット配列方向に移動させる精密減速機等を備えて構成される。駆動部１２２は、例えば、図３に示すように、モータ部１２２ａ、ギア部１２２ｂ、ピニオン１２２ｃ等を備えて構成され、図示しないＬ字型板金等によりマルチスリット回転部１２１のギア部１２１ｃに固定されている。これにより、マルチスリット１２と駆動部１２２は一体的に回転されるようになっている。
モータ部１２２ａは、例えば、制御部１８１からの制御に応じて駆動され、ギア部１２２ｂを介してピニオン１２２ｃを回転させる。ピニオン１２２ｃは、マルチスリット１２のラック１２ａと係合して回転することで、マルチスリット１２をスリット配列方向に移動させる。
The drive unit 122 includes a precision reducer that moves the multi slit 12 in the slit arrangement direction in units of 0.1 μm to several tens of μm according to the multi slit period. For example, as shown in FIG. 3, the drive unit 122 includes a motor unit 122a, a gear unit 122b, a pinion 122c, and the like, and is fixed to the gear unit 121c of the multi-slit rotating unit 121 by an L-shaped sheet metal (not shown). Has been. Thereby, the multi slit 12 and the drive part 122 are rotated integrally.
For example, the motor unit 122a is driven in accordance with control from the control unit 181 and rotates the pinion 122c via the gear unit 122b. The pinion 122c engages with the rack 12a of the multi slit 12 and rotates to move the multi slit 12 in the slit arrangement direction.
図１に戻り、被写体台１３は、被写体である手指を載置するための台である。被写体台１３は、患者の肘が載置できる高さに設けられていることが好ましい。このように、患者の肘まで載置できるように構成することで、患者は楽な姿勢となり、比較的長時間にわたる撮影の間に、指先の撮影部位の動きを低減させることができる。 Returning to FIG. 1, the subject table 13 is a table for placing a finger as a subject. The subject table 13 is preferably provided at a height at which the patient's elbow can be placed. In this way, by being configured to be placed up to the patient's elbow, the patient can have a comfortable posture, and the movement of the imaging part of the fingertip can be reduced during imaging for a relatively long time.
また、被写体台１３には、被写体を固定するための被写体ホルダー１３０が設けられている。図４Ａに示すように、被写体ホルダー１３０は、手のひらで掴みやすいマウスのような楕円形状１３１のついた板状の部材である。上記楕円形状１３１は、その断面を側面から観察すると、図４Ｂに示すように、手のひらサイズのなだらかな凸曲面となっており、患者が手のひらで楕円形状１３１を掴むことで、被写体が疲れにくい状態で被写体の下方への動きを抑制することができる。 The subject table 13 is provided with a subject holder 130 for fixing the subject. As shown in FIG. 4A, the subject holder 130 is a plate-like member having an elliptical shape 131 such as a mouse that can be easily grasped by the palm. When the cross section of the elliptical shape 131 is observed from the side, as shown in FIG. 4B, it is a gentle convex curved surface of the palm size, and the subject is less likely to get tired by grasping the elliptical shape 131 with the palm. Thus, the downward movement of the subject can be suppressed.
被写体ホルダー１３０が場所によってＸ線複素屈折率の不均一な形状又は厚みを有している場合、Ｘ線検出器１６に到達するＸ線量は被写体ホルダー１３０のＸ線複素屈折率が不均一であることによってムラが生じる。
被写体ホルダー１３０上には、更に被写体姿勢を安定させるため、指間スペーサ１３３を備えることが好ましい。また、患者毎に手や指間の大きさは異なるので、患者毎の手のひらの形状に合わせて被写体ホルダー１３０を作成しておき、撮影時には、その患者用の被写体ホルダー１３０を被写体台１３にマグネット等で取り付けることが好ましい。腕から手首までの荷重は被写体台１３が支えるので、被写体ホルダー１３０は指先部分の加重と患者が上方から押さえる力に耐えるものであればよく、安価で量産が可能なプラスチック成形とすることが可能である。
When the subject holder 130 has a nonuniform X-ray complex refractive index shape or thickness depending on the location, the X-ray complex refractive index of the subject holder 130 is not uniform for the X-ray dose reaching the X-ray detector 16. Cause unevenness.
An inter-finger spacer 133 is preferably provided on the subject holder 130 in order to further stabilize the subject posture. In addition, since the size between the hands and fingers differs for each patient, the subject holder 130 is created according to the shape of the palm for each patient, and the subject holder 130 for the patient is magnetized on the subject table 13 at the time of photographing. It is preferable to attach by etc. Since the load from the arm to the wrist is supported by the subject table 13, the subject holder 130 only needs to be able to withstand the weight of the fingertip and the force pressed by the patient from above, and can be made of plastic that can be mass-produced at low cost. It is.
図１に戻り、第１格子１４は、マルチスリット１２と同様にＸ線照射軸方向であるz方向と直交する方向に複数のスリットが配列されて設けられた回折格子である。第１格子１４は、マルチスリット１２と同様にＵＶを用いたフォトリソグラフィーによって形成することもできるし、いわゆるＩＣＰ法によりシリコン基板に微細細線で深掘加工を行い、シリコンのみで格子構造を形成することとしてもよい。第１格子１４のスリット周期は１〜２０（μｍ）である。スリットの幅はスリット周期の２０〜７０（％）であり、好ましくは３５〜６０（％）である。スリットの高さは１〜１００（μｍ）である。 Returning to FIG. 1, the first grating 14 is a diffraction grating provided with a plurality of slits arranged in a direction orthogonal to the z direction, which is the X-ray irradiation axis direction, like the multi-slit 12. The first lattice 14 can be formed by photolithography using UV as in the case of the multi-slit 12, or a silicon substrate is deeply digged with a fine fine line by a so-called ICP method to form a lattice structure only with silicon. It is good as well. The slit period of the first grating 14 is 1 to 20 (μm). The width of the slit is 20 to 70 (%) of the slit period, and preferably 35 to 60 (%). The height of the slit is 1 to 100 (μm).
第１格子１４として位相型を用いる場合、スリットの高さ（ｚ方向の高さ）はスリット周期を形成する２種の素材、つまりＸ線透過部とＸ線遮蔽部の素材による位相差がπ／８〜１５×π／８となる高さとする。好ましくは、π／４〜３×π／４となる高さである。第１格子１４として吸収型を用いる場合、スリットの高さはＸ線遮蔽部によりＸ線が十分吸収される高さとする。 When a phase type is used as the first grating 14, the slit height (z-direction height) is a phase difference of π between the two materials forming the slit period, that is, the materials of the X-ray transmitting portion and the X-ray shielding portion. / 8 to 15 × π / 8. The height is preferably π / 4 to 3 × π / 4. When an absorption type is used as the first grating 14, the height of the slit is set to a height at which X-rays are sufficiently absorbed by the X-ray shielding part.
第１格子１４が位相型である場合、第１格子１４と第２格子１５間の距離ｄ４は、次の条件をほぼ満たすことが必要である。
ｄ４＝（ｍ＋１／２）・ｗ１ ２／λ
なお、ｍは整数であり、λはＸ線の波長である。
When the first grating 14 is a phase type, the distance d4 between the first grating 14 and the second grating 15 needs to substantially satisfy the following condition.
d4 = (m + 1/2) · w 1 2 / λ
Note that m is an integer, and λ is the wavelength of X-rays.
上記条件は第１格子がπ／２型格子であること、つまり、第１格子のＸ線遮蔽部とＸ線透過部の素材による位相差がπ／２近傍にある場合の例を述べたが、第１格子はπ型を用いても良く、使用する格子の型式に応じた条件を演算すればよい。 In the above condition, the first grating is a π / 2 type grating, that is, the case where the phase difference due to the materials of the X-ray shielding part and the X-ray transmitting part of the first grating is in the vicinity of π / 2. The first lattice may be a π-type, and a condition corresponding to the type of the lattice to be used may be calculated.
第２格子１５は、マルチスリット１２と同様に、Ｘ線照射軸方向であるｚ方向と直交する方向に複数のスリットが配列されて設けられた回折格子である。第２格子１５もフォトリソグラフィーにより形成することができる。第２格子１５のスリット周期は１〜２０（μｍ）である。スリットの幅はスリット周期の３０〜７０（％）であり、好ましくは３５〜６０（％）である。スリットの高さは１〜１００（μｍ）である。 Similar to the multi-slit 12, the second grating 15 is a diffraction grating in which a plurality of slits are arranged in a direction orthogonal to the z-direction that is the X-ray irradiation axis direction. The second grating 15 can also be formed by photolithography. The slit period of the second grating 15 is 1 to 20 (μm). The width of the slit is 30 to 70 (%) of the slit cycle, and preferably 35 to 60 (%). The height of the slit is 1 to 100 (μm).
本実施形態では第１格子１４及び第２格子１５は、それぞれの格子面がｚ方向に対し垂直（ｘ−ｙ平面内で平行）であり、第１格子１４のスリット配列方向と第２格子１５のスリット配列方向とは、ｘ−ｙ平面内で所定角度だけ傾けて配置されているが、両者を平行な配置としても良い。また、本実施形態において、第１格子１４及び第２格子１５は、円盤状である。 In the present embodiment, each of the first grating 14 and the second grating 15 has a lattice plane perpendicular to the z direction (parallel in the xy plane), and the slit arrangement direction of the first grating 14 and the second grating 15. The slit arrangement direction is inclined at a predetermined angle in the xy plane, but both may be arranged in parallel. Moreover, in this embodiment, the 1st grating | lattice 14 and the 2nd grating | lattice 15 are disk shape.
上記マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５は、例えば下記のように構成することができる。
Ｘ線源１１のＸ線管の焦点径；３００（μｍ）、管電圧：４０（ｋＶｐ）、付加フィルタ：アルミ１．６（ｍｍ）
Ｘ線源１１の焦点からマルチスリット１２までの距離ｄ１ ： ２４０（ｍｍ）
マルチスリット１２から第１格子１４までの距離ｄ３ ：１１１０（ｍｍ）
マルチスリット１２から第２格子１５までの距離ｄ３＋ｄ４：１３７０（ｍｍ）
マルチスリット１２のサイズ：１０（ｍｍ四方）、スリット周期：２２．８（μｍ）
第１格子１４のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：４．３（μｍ）
第２格子１５のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：５．３（μｍ）
The multi-slit 12, the first grating 14, and the second grating 15 can be configured as follows, for example.
Focal diameter of X-ray tube of X-ray source 11: 300 (μm), tube voltage: 40 (kVp), additional filter: aluminum 1.6 (mm)
Distance d1 from the focal point of the X-ray source 11 to the multi slit 12: 240 (mm)
Distance d3 from the multi slit 12 to the first grating 14: 1110 (mm)
Distance d3 + d4: 1370 (mm) from the multi slit 12 to the second grating 15
Multi slit 12 size: 10 (mm square), slit period: 22.8 (μm)
Size of the first grating 14: 50 (mm square), slit period: 4.3 (μm)
Size of the second grating 15: 50 (mm square), slit period: 5.3 (μm)
本実施形態において、第１格子１４及び第２格子１５は格子回転部２１０に装着されている。図５に、格子回転部２１０の平面図を示す。図６に、第１格子１４及び第２格子１５が装着された状態の格子回転部２１０の平面図及びＤ−Ｄ´断面図を示す。 In the present embodiment, the first grating 14 and the second grating 15 are attached to the grating rotating unit 210. FIG. 5 shows a plan view of the lattice rotation unit 210. FIG. 6 shows a plan view and a DD ′ sectional view of the grating rotating unit 210 in a state where the first grating 14 and the second grating 15 are mounted.
図５に示すように、格子回転部２１０は、回転トレイ２１２上に、ハンドル２１１、相対角調整部２１３、ストッパー２１４等を備えて構成されている。 As shown in FIG. 5, the lattice rotating unit 210 includes a handle 211, a relative angle adjusting unit 213, a stopper 214, and the like on a rotating tray 212.
回転トレイ２１２は、第１格子１４及び第２格子１５を保持するための開口部２１２ａを有している。
ここで、本実施形態において、第１格子１４は、複数のスリットが配列されてなる円形状の格子部１４０と、この格子部１４０を開口部２１２ａに取り付けるための第１ホルダー部１４１及び第２ホルダー部１４２と、により構成されている（図６参照）。第１ホルダー部１４１は、格子部１４０の外周に取り付けられた、開口部２１２ａと略同じ半径（外周の半径）の部材であり、第１格子１４の装着時に開口部２１２ａと嵌合する。第２ホルダー部１４２は、第１ホルダー部１４１より更に外側に取り付けられた、開口部２１２ａよりやや半径（外周の半径）の大きい部材である。第２ホルダー部１４２は、その外周の一部がギア加工されている。また、第２ホルダー部１４２の外周の所定位置には、突起部１４２ａが設けられている。
第２格子１５は、複数のスリットが配列されてなる円形状の格子部１５０と、この格子部１５０を開口部２１２ａに取り付けるためのホルダー部１５１と、により構成されている。ホルダー部１５１は、開口部２１２ａの半径と略同様の半径を有する円盤状の部材である。格子部１５０はホルダー部１５１の中央部上面に保持されている（図６参照）。
The rotating tray 212 has an opening 212 a for holding the first lattice 14 and the second lattice 15.
Here, in the present embodiment, the first lattice 14 includes a circular lattice portion 140 in which a plurality of slits are arranged, and a first holder portion 141 and a second holder for attaching the lattice portion 140 to the opening 212a. And a holder part 142 (see FIG. 6). The first holder portion 141 is a member attached to the outer periphery of the lattice portion 140 and having the same radius (peripheral radius) as the opening portion 212a. The first holder portion 141 is fitted to the opening portion 212a when the first lattice 14 is attached. The second holder part 142 is a member that is attached to the outer side of the first holder part 141 and has a slightly larger radius (periphery radius) than the opening 212a. The second holder portion 142 has a part of the outer periphery that is gear processed. In addition, a protrusion 142 a is provided at a predetermined position on the outer periphery of the second holder portion 142.
The second grid 15 includes a circular grid section 150 in which a plurality of slits are arranged, and a holder section 151 for attaching the grid section 150 to the opening 212a. The holder portion 151 is a disk-shaped member having a radius substantially the same as the radius of the opening 212a. The lattice part 150 is held on the upper surface of the central part of the holder part 151 (see FIG. 6).
回転トレイ２１２に第１格子１４及び第２格子１５を装着する際には、まず、第２格子１５が開口部２１２ａの底面に嵌め込まれる。次に、第１格子１４が第２格子１５の上から開口部２１２ａに嵌め込まれる。これにより、図６に示す状態で回転トレイ２１２に第１格子１４及び第２格子１５が保持される。 When mounting the first grid 14 and the second grid 15 on the rotating tray 212, first, the second grid 15 is fitted into the bottom surface of the opening 212a. Next, the first grid 14 is fitted into the opening 212 a from above the second grid 15. Accordingly, the first grating 14 and the second grating 15 are held on the rotating tray 212 in the state shown in FIG.
開口部２１２ａに保持された第１格子１４及び第２格子１５は、撮影モードに応じて相対角調整部２１３により互いのスリット方向の相対角度が調整される。
ここで、Ｘ線撮影装置１は、縞走査法による再構成画像用に複数ステップで撮影を行う第１の撮影モードと、フーリエ変換法による再構成画像用に１又は２方向で撮影を行う第２の撮影モードとを有している。縞走査法用の撮影において要求される第１格子１４のスリット方向と第２格子１５のスリット方向との相対角度は第２格子の周期と画像サイズと縞の本数に依存する。縞走査法においては、モアレ画像における干渉縞の本数が少ないほど、また、干渉縞が鮮明なほど、このモアレ画像に基づいて作成される再構成画像が鮮明となることが知られている（山田朝治、横関俊介編著「モアレ縞・干渉縞応用計測法」、コロナ社、１９９６年１２月１０日参照）。そこで、第２格子の周期を５．３μm、６０ｍｍ角の画像の中に干渉縞が０〜３本程度にすると仮定すると、相対角度は０度〜±０．０１５度とする必要がある。一方、フーリエ変換法用の撮影において要求される第１格子１４のスリット方向と第２格子１５のスリット方向との相対角度はＸ線検出器１６の画素ピッチと空間分解能に依存する。一般的に使用される検出器（空間分解能３０μｍ〜２００μｍ）とすると、その相対角度は０．４度〜３度とする必要がある。よって、第１の撮影モードと第２の撮影モードを切り替えて撮影を行うためには、撮影モードに応じて第１格子と第２格子の相対角度を調整する必要がある。しかし、例えば、縞走査法では０．００００５度（縞１本分の誤差）〜０．０００１５度（縞３本分の誤差）の精度での調整が要求されるため、手動で第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向の相対角度を調整するのは困難である。
そこで、Ｘ線撮影装置１においては、相対角調整部２１３により、操作部１８２で設定された撮影モードに応じて第１格子１４と第２格子１５の相対角度を自動的に調整することが可能となっている。
The relative angle in the slit direction of the first grating 14 and the second grating 15 held in the opening 212a is adjusted by the relative angle adjusting unit 213 according to the imaging mode.
Here, the X-ray imaging apparatus 1 performs imaging in one or two directions for a first imaging mode in which imaging is performed in a plurality of steps for a reconstructed image by a fringe scanning method, and for a reconstructed image by a Fourier transform method. 2 shooting modes. The relative angle between the slit direction of the first grating 14 and the slit direction of the second grating 15 required in photographing for the fringe scanning method depends on the period of the second grating, the image size, and the number of fringes. In the fringe scanning method, it is known that the smaller the number of interference fringes in a moire image and the clearer the interference fringes, the clearer the reconstructed image created based on this moire image (Yamada). Asahi, edited by Shunsuke Yokoseki, “Moire fringe / interference fringe applied measurement method”, Corona, December 10, 1996). Therefore, assuming that the period of the second grating is 5.3 μm and that there are about 0 to 3 interference fringes in a 60 mm square image, the relative angle needs to be 0 ° to ± 0.015 °. On the other hand, the relative angle between the slit direction of the first grating 14 and the slit direction of the second grating 15 required in imaging for the Fourier transform method depends on the pixel pitch of the X-ray detector 16 and the spatial resolution. In the case of a commonly used detector (spatial resolution 30 μm to 200 μm), the relative angle needs to be 0.4 degrees to 3 degrees. Therefore, in order to switch between the first shooting mode and the second shooting mode, it is necessary to adjust the relative angle between the first grating and the second grating in accordance with the shooting mode. However, for example, the fringe scanning method requires adjustment with an accuracy of 0.00005 degrees (an error for one stripe) to 0.00015 degrees (an error for three stripes). It is difficult to adjust the relative angle of the second grating 15 in the slit direction.
Therefore, in the X-ray imaging apparatus 1, the relative angle adjustment unit 213 can automatically adjust the relative angle between the first grating 14 and the second grating 15 according to the imaging mode set by the operation unit 182. It has become.
図５、６に示すように、相対角調整部２１３は、モータ部２１３ａ、第１ギア２１３ｂ、第２ギア２１３ｃ、レバー２１３ｄにより構成されている。モータ部２１３ａは、第２ギア２１３ｃと係合し、制御部１８１からの制御に応じて第２ギア２１３ｃを回転させる。第２ギア２１３ｃは、レバー２１３ｄを介してその中心が第１ギア２１３ｂの中心と接続されており、その円周が第１ギア２１３ｂと係合している。第２ギア２１３ｃがモータ部２１３ａの駆動に応じて回転すると、第１ギア２１３ｂが第２ギア２１３ｃの中心を回転軸として第２ギア２１３ｃの周囲に沿って回転移動して第１格子１４の第２ホルダー１４２のギア部分と係合し、第２格子１５を回転させることなく第１格子１４をＸ線照射軸周りに回転させることが可能となっている。 As shown in FIGS. 5 and 6, the relative angle adjustment unit 213 includes a motor unit 213a, a first gear 213b, a second gear 213c, and a lever 213d. The motor unit 213a engages with the second gear 213c, and rotates the second gear 213c according to control from the control unit 181. The center of the second gear 213c is connected to the center of the first gear 213b via the lever 213d, and the circumference thereof is engaged with the first gear 213b. When the second gear 213c rotates according to the driving of the motor unit 213a, the first gear 213b rotates around the second gear 213c with the center of the second gear 213c as the rotation axis, and the first gear 14 The first grating 14 can be rotated around the X-ray irradiation axis without engaging the gear portion of the two holder 142 and rotating the second grating 15.
本実施形態においては、工場出荷時に、第２ホルダー部１４２の突起部１４２ａが回転トレイ２１２上に設けられたストッパー（凸状の突起）２１４に突き当たったときに第１格子１４と第２格子１５のスリット方向の相対角度が第１の撮影モード時（縞走査法用の撮影モード）に最適な相対角となるように、ストッパー２１４の位置及び第１格子１４と第２格子１５の相対角度が予め調整されて開口部２１２ａに装着されている。第２の撮影モード（フーリエ変換用の撮影モード）が設定されると、第１格子１４と第２格子の相対角度が第２の撮影モードに最適となるように制御部１８１により相対角調整部２１３のパルスモータを採用したモータ部２１３ａが駆動（通電制御）される。これにより、第２ギア２１３ｃを介して第１ギア２１３ｂが回転して第２ホルダー部１４２のギア部分に係合し、第１格子１４と第２格子１５のスリット方向の相対角度が第２の撮影モードに最適となるように第２ホルダー部１４２が回転される。その後、当該パルスモータへの通電状態を可変させ、後述するバネ力に打ち勝つモータ自己保持力（励磁力）を発揮させる程度の通電状態（駆動時の定格電流の５０％未満等）とすることで、第２ホルダー部１４２を当該位相に維持することができる。
なお、このときの回転角度は１度程度と小さいため、まず、モータ部２１３ａのパルスモータにより、突起部１４２ａが基準位置２１５にくるまで反時計周りに第２ホルダー部１４２を回転させ、突起部１４２ａが基準位置２１５に来たことが図示しないセンサにより検知されたら、第２ホルダー部１４２の回転方向を時計回りに切り替えてマイクロステップ駆動より第２ホルダー部１４２を回転させることが好ましい。
第２ホルダー部１４２は図示しないバネに付勢されており、モータ部２１３ａの駆動により第１ギア２１３ｂと第２ホルダー部１４２との係合が解除されると、バネの付勢力により突起部１４２ａがストッパー２１４の位置に戻る。即ち、第１格子１４と第２格子１５が第１の撮影モードに最適な相対角度に戻る。
In the present embodiment, the first grating 14 and the second grating 15 are formed when the protrusion 142a of the second holder 142 abuts against a stopper (convex protrusion) 214 provided on the rotating tray 212 at the time of factory shipment. The position of the stopper 214 and the relative angle between the first grating 14 and the second grating 15 are set so that the relative angle in the slit direction becomes an optimum relative angle in the first imaging mode (imaging mode for the fringe scanning method). It is adjusted in advance and attached to the opening 212a. When the second shooting mode (Fourier transform shooting mode) is set, the relative angle adjustment unit is controlled by the control unit 181 so that the relative angle between the first grating 14 and the second grating is optimal for the second shooting mode. The motor unit 213a employing the pulse motor 213 is driven (energization control). Accordingly, the first gear 213b rotates through the second gear 213c and engages with the gear portion of the second holder part 142, and the relative angle in the slit direction between the first grating 14 and the second grating 15 is the second angle. The second holder 142 is rotated so as to be optimal for the shooting mode. After that, by changing the energization state of the pulse motor, the energization state (less than 50% of the rated current at the time of driving, etc.) to the extent that the motor self-holding force (excitation force) that overcomes the spring force described later is exhibited. The second holder part 142 can be maintained in this phase.
Since the rotation angle at this time is as small as about 1 degree, first, the second holder part 142 is rotated counterclockwise by the pulse motor of the motor part 213a until the projection part 142a reaches the reference position 215. If it is detected by a sensor (not shown) that 142a has reached the reference position 215, it is preferable to rotate the second holder part 142 by microstep driving by switching the rotation direction of the second holder part 142 clockwise.
The second holder part 142 is biased by a spring (not shown). When the engagement of the first gear 213b and the second holder part 142 is released by driving the motor part 213a, the projecting part 142a is caused by the biasing force of the spring. Returns to the position of the stopper 214. That is, the first grating 14 and the second grating 15 return to the optimum relative angle for the first imaging mode.
以上のようにして、第１格子１４と第２格子１５の相対角度が撮影モードに応じた角度に調整される。
格子回転部２１０は、また、相対角度が調整された第１格子１４及び第２格子１５を被写体に対してＸ線照射軸周り（図６に点線Ｒで示す）に一体的に回転させることができる。
ここで、１次元格子（スリット）を用いるタルボ干渉計及びタルボ・ロー干渉計では、第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向と平行に線状に延びる構造物は鮮明に撮影することができないという特性がある。よって、被写体の注目すべき構造物の配置方向に応じて、第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向の角度を調整する必要がある。格子回転部２１０は、以下の機構により第１格子１４及び第２格子１５をその相対角度を維持したまま一体的にＸ線照射軸周りに回転させ、被写体の注目すべき構造物の配置方向に対する第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向の角度を調整することができる。
As described above, the relative angle between the first grating 14 and the second grating 15 is adjusted to an angle corresponding to the photographing mode.
The grid rotating unit 210 can also integrally rotate the first grid 14 and the second grid 15 whose relative angles are adjusted around the X-ray irradiation axis (indicated by a dotted line R in FIG. 6) with respect to the subject. it can.
Here, in the Talbot interferometer and the Talbot-Lau interferometer using a one-dimensional grating (slit), the structure extending linearly in parallel with the slit direction of the first grating 14 and the second grating 15 can be clearly photographed. There is a characteristic that it cannot. Therefore, it is necessary to adjust the angle of the slit direction of the first grating 14 and the second grating 15 in accordance with the arrangement direction of the structure to be noticed by the subject. The grating rotating unit 210 rotates the first grating 14 and the second grating 15 integrally around the X-ray irradiation axis while maintaining the relative angle by the following mechanism, so that the object is focused on the arrangement direction of the structure to be noted. The angle in the slit direction of the first grating 14 and the second grating 15 can be adjusted.
回転トレイ２１２には、上述のように、ハンドル２１１が設けられている。ハンドル２１１は、撮影技師等のオペレータがＸ線照射軸（図６に点線Ｒで示す）を軸として回転トレイ２１２を手動で回転させるための突起である。また、回転トレイ２１２は、回転トレイ２１２の回転角度を固定するための凹部２１２ｂ〜２１２ｅを有している。凹部２１２ｂ〜２１２ｅは、予め０°と定められた位置（ここでは凹部２１２ｂがトレイ固定部材１７１ｂのボールと対向する位置を０°の位置とする）から所定の回転角度にある位置（ここでは、０°、３０°、６０°、９０°）に設けられている。凹部２１２ｂ〜２１２ｅのそれぞれには、角度検知センサＳＥ１〜ＳＥ４が設けられており、トレイ固定部材１７１ｂと係合したことを検知して制御部１８１にその検知信号を出力する。
このように、回転トレイ２１２を手動で回転させるので、患者が触れる範囲に第１格子１４及び第２格子１５を一体的に回転させるための電気コード等を設ける必要がなく、安全性を確保することができる。
The rotary tray 212 is provided with the handle 211 as described above. The handle 211 is a protrusion for an operator such as a radiographer to manually rotate the rotating tray 212 around the X-ray irradiation axis (indicated by a dotted line R in FIG. 6). Further, the rotation tray 212 has recesses 212b to 212e for fixing the rotation angle of the rotation tray 212. The recesses 212b to 212e are positioned at a predetermined rotation angle (here, the position where the recess 212b faces the ball of the tray fixing member 171b is a 0 ° position) (here, the position where the recess 212b faces the ball of the tray fixing member 171b). (0 °, 30 °, 60 °, 90 °). Angle detection sensors SE1 to SE4 are provided in the recesses 212b to 212e, respectively, and detect that they are engaged with the tray fixing member 171b and output the detection signals to the control unit 181.
As described above, since the rotation tray 212 is manually rotated, it is not necessary to provide an electric cord or the like for integrally rotating the first grid 14 and the second grid 15 in a range touched by the patient, thereby ensuring safety. be able to.
なお、本実施形態では、回転トレイ２１２が０°に設定されたときの第１格子１４及び第２格子１５の位置（角度）をホームポジションとする。また、第１格子１４及び第２格子１５がホームポジションであるときの第１格子１４のスリット方向とマルチスリット１２のスリット方向が平行である位置（角度）をマルチスリット１２のホームポジションとする。 In the present embodiment, the position (angle) of the first grating 14 and the second grating 15 when the rotation tray 212 is set to 0 ° is set as the home position. The position (angle) at which the slit direction of the first grating 14 and the slit direction of the multi-slit 12 are parallel when the first grating 14 and the second grating 15 are at the home position is defined as the home position of the multi-slit 12.
図７Ａは、保持部１７における格子回転部２１０の保持部分１７１を拡大して示した平面図であり、図７Ｂは、図７ＡにおけるＥ−Ｅ´断面図である。図７Ｃは、保持部１７に格子回転部２１０を保持した状態を示す図である。
図７Ａ、図７Ｂに示すように、保持部分１７１には、格子回転部２１０の回転トレイ２１２と精密嵌合するサイズであり、回転トレイ２１２を回転可能に保持する開口部１７１ａと、回転トレイ２１２の回転角度を固定するためのトレイ固定部材１７１ｂと、が設けられている。開口部１７１ａの底部とＸ線検出器１６の載置部の間は、Ｘ線の透過を妨げないように、中空とするか又はＸ線透過率の高いアルミやカーボン等とすることが好ましい。トレイ固定部材１７１ｂは、凹部２１２ｂ〜２１２ｅの何れかがトレイ固定部材１７１ｂと対向するように位置したときにその対向する凹部に係合するボールと、ボールを図７Ａ、図７Ｂの矢印方向に誘導するための図示しないスライドガイド（押圧バネのガイド）により構成されている。凹部２１２ｂ〜２１２ｅの何れかがトレイ固定部材１７１ｂと対向する位置で回転トレイ２１２の回転が停止すると、トレイ固定部材１７１ｂのスライドガイドにより、対向している凹部にボールが係合するとともに、凹部に設けられた角度検知センサ（ＳＥ１〜ＳＥ４の何れか）によりボールの係合が検知されて制御部１８１に検知信号が出力される。これにより、制御部１８１は、回転トレイ２１２の回転角度、即ち、第１格子１４及び第２格子１５の回転角度を検知できるようになっている。
7A is an enlarged plan view showing the holding portion 171 of the lattice rotating unit 210 in the holding unit 17, and FIG. 7B is a cross-sectional view taken along line EE ′ in FIG. 7A. FIG. 7C is a diagram illustrating a state in which the lattice rotation unit 210 is held by the holding unit 17.
As shown in FIGS. 7A and 7B, the holding portion 171 has a size that fits precisely with the rotating tray 212 of the lattice rotating unit 210, and has an opening 171a that rotatably holds the rotating tray 212, and the rotating tray 212. And a tray fixing member 171b for fixing the rotation angle. The space between the bottom of the opening 171a and the mounting portion of the X-ray detector 16 is preferably hollow or made of aluminum or carbon having a high X-ray transmittance so as not to prevent the transmission of X-rays. When the tray fixing member 171b is positioned so that any of the recesses 212b to 212e faces the tray fixing member 171b, the tray fixing member 171b guides the ball in the direction of the arrow in FIGS. 7A and 7B. For this purpose, a slide guide (a guide of a pressing spring) (not shown) is used. When rotation of the rotary tray 212 stops at a position where any of the recesses 212b to 212e faces the tray fixing member 171b, the slide guide of the tray fixing member 171b causes the ball to engage with the facing recess and The engagement of the ball is detected by the provided angle detection sensor (any one of SE1 to SE4), and a detection signal is output to the control unit 181. Thereby, the control unit 181 can detect the rotation angle of the rotating tray 212, that is, the rotation angles of the first grating 14 and the second grating 15.
また、図７Ｄに示すように、回転トレイ２１２の開口部２１２ａの下部に、Ｘ線検出器１６の装着部２１２ｆを設け、第１格子１４及び第２格子１５とＸ線検出器１６とを一体として回転させることができるようにしてもよい。このようにすれば、Ｘ線検出器１６の縦横方向の鮮鋭性の異方性の影響を受けることがないので、再構成画像の縦横の鮮鋭性を第１格子１４及び第２格子１５の回転角度によらずに概ね一定とすることができる。 Further, as shown in FIG. 7D, a mounting portion 212f of the X-ray detector 16 is provided below the opening 212a of the rotating tray 212, and the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 are integrated. It may be possible to rotate as follows. In this way, since the vertical and horizontal sharpness anisotropy of the X-ray detector 16 is not affected, the vertical and horizontal sharpnesses of the reconstructed image are rotated by the first and second gratings 14 and 15. It can be generally constant regardless of the angle.
図１に戻り、Ｘ線検出器１６は、照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取る。Ｘ線検出器１６の画素サイズは１０〜３００（μｍ）であり、さらに好ましくは５０〜２００（μｍ）である。 Returning to FIG. 1, the X-ray detector 16 has two-dimensionally arranged conversion elements that generate electric signals according to the irradiated X-rays, and reads the electric signals generated by the conversion elements as image signals. The pixel size of the X-ray detector 16 is 10 to 300 (μm), more preferably 50 to 200 (μm).
Ｘ線検出器１６は第２格子１５に当接するように保持部１７に位置を固定することが好ましい。第２格子１５とＸ線検出器１６間の距離が大きくなるほど、Ｘ線検出器１６により得られるモアレ画像がボケるからである。
Ｘ線検出器１６としては、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）を用いることができる。ＦＰＤにはＸ線をシンチレータを介して光電変換素子により電気信号に変換する間接変換型、Ｘ線を直接的に電気信号に変換する直接変換型があるが、何れを用いてもよい。
It is preferable that the position of the X-ray detector 16 is fixed to the holding unit 17 so as to contact the second grating 15. This is because the moire image obtained by the X-ray detector 16 becomes blurred as the distance between the second grating 15 and the X-ray detector 16 increases.
As the X-ray detector 16, an FPD (Flat Panel Detector) can be used. The FPD includes an indirect conversion type in which X-rays are converted into electric signals by a photoelectric conversion element via a scintillator, and a direct conversion type in which X-rays are directly converted into electric signals. Any of these may be used.
間接変換型は、ＣｓＩやＧｄ２Ｏ２等のシンチレータプレートの下に、光電変換素子がＴＦＴ（薄膜トランジスタ）とともに２次元状に配置されて各画素を構成する。Ｘ線検出器１６に入射したＸ線がシンチレータプレートに吸収されると、シンチレータプレートが発光する。この発光した光により、各光電変換素子に電荷が蓄積され、蓄積された電荷は画像信号として読み出される。 In the indirect conversion type, photoelectric conversion elements are two-dimensionally arranged with TFTs (thin film transistors) under a scintillator plate such as CsI or Gd 2 O 2 to constitute each pixel. When the X-rays incident on the X-ray detector 16 are absorbed by the scintillator plate, the scintillator plate emits light. Charges are accumulated in each photoelectric conversion element by the emitted light, and the accumulated charges are read as an image signal.
直接変換型は、アモルファスセレンの熱蒸着により、１００〜１０００（μm）の膜圧のアモルファスセレン膜がガラス上に形成され、２次元状に配置されたＴＦＴのアレイ上にアモルファスセレン膜と電極が蒸着される。アモルファスセレン膜がＸ線を吸収するとき、電子正孔対の形で物質内に電圧が遊離され、電極間の電圧信号がＴＦＴにより読み取られる。
なお、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）、Ｘ線カメラ等の撮影手段をＸ線検出器１６として用いてもよい。
In the direct conversion type, an amorphous selenium film having a film pressure of 100 to 1000 (μm) is formed on glass by thermal vapor deposition of amorphous selenium, and the amorphous selenium film and the electrode are arranged on a two-dimensionally arranged TFT array. Vapor deposited. When the amorphous selenium film absorbs X-rays, a voltage is released in the material in the form of electron-hole pairs, and a voltage signal between the electrodes is read by the TFT.
Note that imaging means such as a CCD (Charge Coupled Device) or an X-ray camera may be used as the X-ray detector 16.
Ｘ線撮影時のＦＰＤによる一連の処理を説明する。
まずＦＰＤはリセットを行い、前回の撮影（読取）以降に残存する不要な電荷を取り除く。その後、Ｘ線の照射が開始するタイミングで電荷の蓄積が行われ、Ｘ線の照射が終了するタイミングで蓄積された電荷が画像信号として読み取られる。なお、リセットの直後や画像信号の読み取り後等に、オフセット補正用のダーク読み取りを少なくとも１回行う。
A series of processing by the FPD at the time of X-ray imaging will be described.
First, the FPD is reset to remove unnecessary charges remaining after the previous photographing (reading). Thereafter, charges are accumulated at the timing when the X-ray irradiation starts, and the charges accumulated at the timing when the X-ray irradiation ends are read as an image signal. Note that the dark reading for offset correction is performed at least once immediately after resetting or after reading the image signal.
本体部１８は、図８に示すように、制御部１８１、操作部１８２、表示部１８３、通信部１８４、記憶部１８５を備えて構成されている。
制御部１８１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＡＭ（Random Access Memory）等から構成され、記憶部１８５に記憶されているプログラムとの協働により、Ｘ線撮影装置１の各部を制御するとともに各種処理を実行する。例えば、制御部１８１は、後述する撮影制御処理をはじめとする各種処理を実行する。
As shown in FIG. 8, the main body 18 includes a control unit 181, an operation unit 182, a display unit 183, a communication unit 184, and a storage unit 185.
The control unit 181 includes a CPU (Central Processing Unit), a RAM (Random Access Memory), and the like, and controls each unit of the X-ray imaging apparatus 1 in cooperation with a program stored in the storage unit 185 and various types. Execute the process. For example, the control unit 181 executes various processes including an imaging control process described later.
操作部１８２は曝射スイッチや撮影条件等の入力操作に用いるキー群の他、表示部１８３のディスプレイと一体に構成されたタッチパネルを備え、これらの操作に応じた操作信号を生成して制御部１８１に出力する。
表示部１８３は制御部１８１の表示制御に従って、ディスプレイに操作画面やＸ線撮影装置１の動作状況等を表示する。
The operation unit 182 includes a touch panel configured integrally with the display of the display unit 183 in addition to a key group used for input operations such as an exposure switch and an imaging condition, and generates an operation signal corresponding to these operations to generate a control unit. It outputs to 181.
The display unit 183 displays the operation screen, the operation status of the X-ray imaging apparatus 1 and the like on the display according to the display control of the control unit 181.
通信部１８４は通信インターフェイスを備え、ネットワーク上のコントローラ５と通信する。例えば、通信部１８４はＸ線検出器１６によって読み取られ、記憶部１８５に記憶されたモアレ画像をコントローラ５に送信する。
記憶部１８５は、制御部１８１により実行されるプログラム、プログラムの実行に必要なデータを記憶している。また、記憶部１８５はＸ線検出器１６によって得られたモアレ画像を記憶する。
The communication unit 184 includes a communication interface and communicates with the controller 5 on the network. For example, the communication unit 184 transmits the moire image read by the X-ray detector 16 and stored in the storage unit 185 to the controller 5.
The storage unit 185 stores a program executed by the control unit 181 and data necessary for executing the program. The storage unit 185 stores the moire image obtained by the X-ray detector 16.
コントローラ５は、オペレータによる操作に従ってＸ線撮影装置１の撮影動作を制御する。また、コントローラ５は、Ｘ線撮影装置１により得られたモアレ画像を用いて診断用の被写体再構成画像を作成する画像処理部として機能する。 The controller 5 controls the imaging operation of the X-ray imaging apparatus 1 according to the operation by the operator. The controller 5 functions as an image processing unit that creates a diagnostic subject reconstructed image using the moire image obtained by the X-ray imaging apparatus 1.
コントローラ５は、図９に示すように、制御部５１、操作部５２、表示部５３、通信部５４、記憶部５５を備えて構成されている。
制御部５１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＡＭ（Random Access Memory）等から構成され、記憶部５５に記憶されているプログラムとの協働により、後述する縞走査法による再構成画像作成処理、フーリエ変換法による再構成画像作成処理をはじめとする各種処理を実行する。
As illustrated in FIG. 9, the controller 5 includes a control unit 51, an operation unit 52, a display unit 53, a communication unit 54, and a storage unit 55.
The control unit 51 is configured by a CPU (Central Processing Unit), a RAM (Random Access Memory), and the like, and in cooperation with a program stored in the storage unit 55, a reconstructed image creation process by a fringe scanning method described later, Various processes including a reconstructed image creation process by a Fourier transform method are executed.
操作部５２は、カーソルキー、数字入力キー、及び各種機能キー等を備えたキーボードと、マウス等のポインティングデバイスを備えて構成され、キーボードで押下操作されたキーの押下信号とマウスによる操作信号とを、入力信号として制御部５１に出力する。表示部５３のディスプレイと一体に構成されたタッチパネルを備え、これらの操作に応じた操作信号を生成して制御部５１に出力する構成としてもよい。 The operation unit 52 includes a keyboard having cursor keys, numeric input keys, various function keys, and the like, and a pointing device such as a mouse, and includes a key pressing signal pressed by the keyboard and an operation signal by the mouse. Is output to the control unit 51 as an input signal. It is good also as a structure provided with the touchscreen comprised integrally with the display of the display part 53, and producing | generating the operation signal according to these operation to the control part 51. FIG.
表示部５３は、例えば、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等のモニタを備えて構成されており、制御部５１の表示制御に従って、操作画面、Ｘ線撮影装置１の動作状況、作成された被写体再構成画像等を表示する。 The display unit 53 includes, for example, a monitor such as a CRT (Cathode Ray Tube) or an LCD (Liquid Crystal Display). According to the display control of the control unit 51, the operation screen and the operation status of the X-ray imaging apparatus 1 are included. The created subject reconstructed image or the like is displayed.
通信部５４は、通信インターフェイスを備え、ネットワーク上のＸ線撮影装置１やＸ線検出器１６と有線又は無線により通信する。例えば、通信部５４は、Ｘ線撮影装置１に撮影条件や制御信号を送信したり、Ｘ線撮影装置１又はＸ線検出器１６からモアレ画像を受信したりする。 The communication unit 54 includes a communication interface and communicates with the X-ray imaging apparatus 1 and the X-ray detector 16 on the network by wire or wirelessly. For example, the communication unit 54 transmits imaging conditions and control signals to the X-ray imaging apparatus 1 and receives a moire image from the X-ray imaging apparatus 1 or the X-ray detector 16.
記憶部５５は、制御部５１により実行されるプログラム、プログラムの実行に必要なデータを記憶している。例えば、記憶部５５は、ＲＩＳ、ＨＩＳ等や図示しない予約装置より予約されたオーダを示す撮影オーダ情報を記憶している。撮影オーダ情報は、患者名、撮影部位、撮影モード等の情報である。記憶部５５は、Ｘ線検出器１６によって得られたモアレ画像、モアレ画像に基づき作成された診断用の被写体再構成画像を撮影オーダ情報に対応付けて記憶する。
また、記憶部５５は、Ｘ線検出器１６に対応するゲイン補正データ、欠陥画素マップ等を予め記憶する。
The storage unit 55 stores a program executed by the control unit 51 and data necessary for executing the program. For example, the storage unit 55 stores imaging order information indicating an order reserved by a RIS, HIS or the like or a reservation device (not shown). The imaging order information is information such as a patient name, an imaging region, and an imaging mode. The storage unit 55 stores the moire image obtained by the X-ray detector 16 and the diagnostic subject reconstructed image created based on the moire image in association with the imaging order information.
The storage unit 55 stores in advance gain correction data corresponding to the X-ray detector 16, a defective pixel map, and the like.
コントローラ５においては、操作部５２の操作により撮影オーダ情報の一覧表示が指示されると、制御部５１により、記憶部５５から撮影オーダ情報が読み出されて表示部５３に表示される。操作部５２により撮影オーダ情報が指定されると、指定された撮影オーダ情報に応じた撮影条件（撮影モードを含む）の設定情報やＸ線源１１のウォームアップの指示等が通信部５４によりＸ線撮影装置１に送信される。これにより、Ｘ線撮影装置１に撮影モードが設定される。即ち、コントローラ５は、撮影モードを設定する設定部として機能する。また、Ｘ線検出器１６がケーブルレスのカセッテ型ＦＰＤ装置である場合には、制御部５１は、内部バッテリ消耗防止の為のスリープ状態から、撮影可能状態に起動せしめる。
Ｘ線撮影装置１においては、通信部１８４によりコントローラ５から撮影条件の設定情報等が受信されると、Ｘ線撮影準備が実行される。
In the controller 5, when a list display of imaging order information is instructed by operating the operation unit 52, the imaging unit information is read from the storage unit 55 by the control unit 51 and displayed on the display unit 53. When radiographing order information is designated by the operation unit 52, setting information of radiographing conditions (including radiographing mode) according to the designated radiographing order information, an instruction for warming up the X-ray source 11, and the like are transmitted by the communication unit 54. It is transmitted to the line imaging apparatus 1. Thereby, an imaging mode is set in the X-ray imaging apparatus 1. That is, the controller 5 functions as a setting unit that sets the shooting mode. Further, when the X-ray detector 16 is a cableless cassette type FPD device, the control unit 51 starts from the sleep state for preventing the internal battery consumption to the imaging ready state.
In the X-ray imaging apparatus 1, when the communication unit 184 receives imaging condition setting information from the controller 5, preparation for X-ray imaging is executed.
上記Ｘ線撮影装置１のタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影方法（第１の撮影モードの撮影方法）を説明する。
図１０に示すように、Ｘ線源１１から照射されたＸ線が第１格子１４を透過すると、透過したＸ線がｚ方向に一定の間隔で像を結ぶ。この像を自己像といい、自己像が形成される現象をタルボ効果という。自己像を結ぶ位置に第２格子１５が平行に配置され、当該第２格子１５はその格子方向が第１格子１４の格子方向と平行な位置からわずかに傾けられているので、第２格子１５を透過したＸ線によりモアレ画像Ｍが得られる。Ｘ線源１１と第１格子１４間に被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線の位相がずれるため、図１０に示すようにモアレ画像Ｍ上の干渉縞は被写体Ｈの辺縁を境界に乱れる。この干渉縞の乱れを、モアレ画像Ｍを処理することによって検出し、被写体像を画像化することができる。これがタルボ干渉計及びタルボ・ロー干渉計の原理である。
An X-ray imaging method (imaging method in the first imaging mode) using the Talbot-Lau interferometer of the X-ray imaging apparatus 1 will be described.
As shown in FIG. 10, when the X-rays irradiated from the X-ray source 11 pass through the first grating 14, the transmitted X-rays form an image at a constant interval in the z direction. This image is called a self-image, and the phenomenon in which a self-image is formed is called the Talbot effect. The second grating 15 is arranged in parallel at a position connecting the self-images, and the second grating 15 is slightly tilted from a position parallel to the grating direction of the first grating 14, and therefore the second grating 15. A moire image M is obtained by the X-rays transmitted through. When the subject H is present between the X-ray source 11 and the first grating 14, the phase of the X-ray is shifted by the subject H, so that the interference fringes on the moire image M are bordered on the edge of the subject H as shown in FIG. 10. Disturbed. The disturbance of the interference fringes can be detected by processing the moire image M, and the subject image can be imaged. This is the principle of the Talbot interferometer and Talbot low interferometer.
Ｘ線撮影装置１では、Ｘ線源１１と第１格子１４との間のＸ線源１１に近い位置に、マルチスリット１２が配置され、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影が行われる。タルボ干渉計はＸ線源１１が理想的な点線源であることを前提としているが、実際の撮影にはある程度焦点径が大きい焦点が用いられるため、マルチスリット１２によってあたかも点線源が複数連なってＸ線が照射されているかのように多光源化する。これがタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影法であり、焦点径がある程度大きい場合にも、タルボ干渉計と同様のタルボ効果を得ることができる。 In the X-ray imaging apparatus 1, a multi-slit 12 is disposed near the X-ray source 11 between the X-ray source 11 and the first grating 14, and X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer is performed. The Talbot interferometer is based on the premise that the X-ray source 11 is an ideal point source. However, since a focal point having a large focal diameter is used for actual imaging, it is as if a plurality of point sources are connected by the multi slit 12. Multiple light sources are used as if they were irradiated with X-rays. This is an X-ray imaging method using a Talbot-Lau interferometer, and a Talbot effect similar to that of a Talbot interferometer can be obtained even when the focal diameter is somewhat large.
従来のタルボ・ロー干渉計では、マルチスリット１２は上述のように多光源化と照射線量の増大を目的に用いられ、複数のモアレ画像を得るためには第１格子１４又は第２格子１５を相対移動させていた。しかし、本実施形態では、第１格子１４又は第２格子１５を相対移動させるのではなく、第１格子１４及び第２格子１５の位置は固定したまま、第１格子１４及び第２格子１５に対してマルチスリット１２を移動させることで一定周期間隔のモアレ画像を複数得る。
なお、第２の撮影モードによりモアレ画像を得る場合には、マルチスリット１２の移動は行わず、１回撮影又は被写体とスリット方向を９０度回転させて２回撮影を行う。
In the conventional Talbot-Lau interferometer, the multi-slit 12 is used for the purpose of increasing the number of light sources and increasing the irradiation dose as described above, and in order to obtain a plurality of moire images, the first grating 14 or the second grating 15 is used. It was moved relative. However, in the present embodiment, the first grating 14 or the second grating 15 is not moved relatively, but the positions of the first grating 14 and the second grating 15 are fixed and the first grating 14 and the second grating 15 are fixed. On the other hand, by moving the multi-slit 12, a plurality of moire images having a constant cycle interval are obtained.
Note that when a moire image is obtained in the second shooting mode, the multi-slit 12 is not moved, and shooting is performed once or twice while rotating the subject and the slit direction by 90 degrees.
図１１は、Ｘ線撮影装置１の制御部１８１により実行される撮影制御処理を示すフローチャートである。撮影制御処理は、制御部１８１と記憶部１８５に記憶されているプログラムの協働により実行される。 FIG. 11 is a flowchart showing an imaging control process executed by the control unit 181 of the X-ray imaging apparatus 1. The imaging control process is executed by the cooperation of programs stored in the control unit 181 and the storage unit 185.
まず、コントローラ５から受信された設定情報に基づいて、第１の撮影モード（縞走査法用）と第２の撮影モード（フーリエ変換法用）の何れの撮影モードが設定されているかが判断される（ステップＳ１）。第１の撮影モードが設定されていると判断されると（ステップＳ１；第１の撮影モード）、第１の撮影モード処理が実行される（ステップＳ２）。一方、第２の撮影モードが設定されていると判断されると（ステップＳ１；第２の撮影モード）、第２の撮影モード処理が実行される（ステップＳ３）。 First, based on the setting information received from the controller 5, it is determined which of the first imaging mode (for fringe scanning method) or the second imaging mode (for Fourier transform method) is set. (Step S1). If it is determined that the first shooting mode is set (step S1; first shooting mode), the first shooting mode process is executed (step S2). On the other hand, if it is determined that the second shooting mode is set (step S1; second shooting mode), the second shooting mode process is executed (step S3).
図１２は、図１１のステップＳ２においてＸ線撮影装置１の制御部１８１により実行される第１の撮影モード処理を示すフローチャートである。第１の撮影モード処理は、制御部１８１と記憶部１８５に記憶されているプログラムの協働により実行される。 FIG. 12 is a flowchart showing a first imaging mode process executed by the control unit 181 of the X-ray imaging apparatus 1 in step S2 of FIG. The first shooting mode process is executed in cooperation with a program stored in the control unit 181 and the storage unit 185.
ここで、第１の撮影モードでのＸ線撮影には上述のタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影方法が用いられ、被写体像の再構成には縞走査法が用いられる。Ｘ線撮影装置１では、制御部１８１の制御により駆動部１２２が駆動及び停止されることによりマルチスリット１２が等間隔毎に複数ステップ移動され、ステップ毎に撮影が行われて、各ステップのモアレ画像が得られる。 Here, the X-ray imaging method using the Talbot-Lau interferometer is used for X-ray imaging in the first imaging mode, and the fringe scanning method is used for reconstruction of the subject image. In the X-ray imaging apparatus 1, the drive unit 122 is driven and stopped by the control of the control unit 181, so that the multi-slit 12 is moved by a plurality of steps at regular intervals, and imaging is performed for each step. An image is obtained.
ステップ数は２〜２０、さらに好ましくは３〜１０である。視認性の高い再構成画像を短時間で得るという観点からすれば、５ステップが好ましい（参照文献（１）K.Hibino, B.F.Oreb and D.I.Farrant, Phase shifting for nonsinusoidal wave forms with phase-shift errors, J.Opt.Soc.Am.A, Vol.12, 761-768(1995)、参照文献（２）A.Momose, W.Yashiro, Y. Takeda, Y.Suzuki and T.Hattori, Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometetry for biological imaging, Jpn. J. Appl. Phys., Vol.45, 5254-5262(2006)）。 The number of steps is 2 to 20, more preferably 3 to 10. From the viewpoint of obtaining a reconstructed image with high visibility in a short time, 5 steps are preferable (Reference (1) K. Hibino, BFOreb and DIFarrant, Phase shifting for nonsinusoidal wave forms with phase-shift errors, J.Opt.Soc.Am.A, Vol.12, 761-768 (1995), Reference (2) A.Momose, W.Yashiro, Y. Takeda, Y.Suzuki and T.Hattori, Phase Tomography by X -ray Talbot Interferometetry for biological imaging, Jpn. J. Appl. Phys., Vol. 45, 5254-5262 (2006)).
図１２に示すように、まず、制御部１８１により、Ｘ線源１１がウォームアップ状態に切り替えられる（ステップＳ１０１）。
次いで、格子回転部２１０の相対角調整部２１３が制御され、第１格子１４と第２格子１５の相対角度が第１の撮影モードに最適となるように（突起部１４２ａがストッパー２１４に接触する位置にくるように）第１格子１４が回転される。これにより、第１格子１４と第２格子１５の相対角度が調整される（ステップＳ１０２）。
As shown in FIG. 12, first, the X-ray source 11 is switched to the warm-up state by the control unit 181 (step S101).
Next, the relative angle adjusting unit 213 of the grating rotating unit 210 is controlled so that the relative angle between the first grating 14 and the second grating 15 is optimal for the first imaging mode (the protrusion 142a contacts the stopper 214). The first grid 14 is rotated (so that it is in position). Thereby, the relative angle of the 1st grating | lattice 14 and the 2nd grating | lattice 15 is adjusted (step S102).
次いで、オペレータの操作に応じて第１格子１４及び第２格子１５が一体的に回転され、被写体に対する第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向が設定される（ステップＳ１０３）。即ち、撮影技師等のオペレータは、格子回転部２１０のハンドル２１１を回転させ、被写体台１３に載置された被写体の注目すべき構造物の配置方向に応じて第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向を設定する。ハンドル２１１の回転が停止し、トレイ固定部材１７１ｂのバネ附勢されたボールの係合により位置固定されると、角度検知センサＳＥ１〜ＳＥ４の何れかから制御部１８１に検知信号が出力され、制御部１８１において、設定されたスリット方向に対応する、格子回転部２１０の回転トレイ２１２（即ち、第１格子１４及び第２格子１５）のホームポジションからの回転角度が取得される。 Next, the first grid 14 and the second grid 15 are integrally rotated according to the operation of the operator, and the slit directions of the first grid 14 and the second grid 15 with respect to the subject are set (step S103). That is, an operator such as a photographic engineer rotates the handle 211 of the grid rotation unit 210, and the first grid 14 and the second grid 15 according to the arrangement direction of the structure to be noted of the subject placed on the subject table 13. Set the slit direction. When the rotation of the handle 211 is stopped and the position is fixed by the engagement of the spring-biased ball of the tray fixing member 171b, a detection signal is output from any of the angle detection sensors SE1 to SE4 to the control unit 181 and the control is performed. In the unit 181, the rotation angle from the home position of the rotation tray 212 (that is, the first grating 14 and the second grating 15) of the grating rotating unit 210 corresponding to the set slit direction is acquired.
次いで、第１格子１４及び第２格子１５の回転角度に応じて、マルチスリット回転部１２１のモータ部１２１ａがパルスにより制御され、第１格子１４及び第２格子１５の回転角度に応じてマルチスリット１２が回転される（ステップＳ１０４）。例えば、モータ部１２１ａのパルスモータが制御され、マルチスリット１２のホームポジションからの回転角度が回転トレイ２１２回転角度近傍（例えば、回転トレイ２１２が３０°に設定された場合は２９°ぐらい）まで一気に回転される。 Next, the motor unit 121a of the multi-slit rotating unit 121 is controlled by a pulse according to the rotation angle of the first grating 14 and the second grating 15, and the multi-slit according to the rotation angle of the first grating 14 and the second grating 15. 12 is rotated (step S104). For example, the pulse motor of the motor unit 121a is controlled, and the rotation angle of the multi-slit 12 from the home position is rapidly close to the rotation angle of the rotation tray 212 (for example, about 29 ° when the rotation tray 212 is set to 30 °). It is rotated.
次いで、モータ部１２１ａがマイクロステップ精密制御に切り替えられ、マルチスリット１２を少しずつ回転させながら複数の回転角度で撮影が行われて調整用の複数のモアレ画像が生成される（ステップＳ１０５）。例えば、回転トレイ２１２が３０°に設定された場合は、マルチスリット１２を２９．５°、３０°、３０．５°の３つの回転角度に設定してＸ線源１１により低線量Ｘ線が照射され、撮影が行われる。これにより、調整用の３つのモアレ画像が取得される。なお、ステップＳ１０５においては、被写体を被写体台１３に載置しない状態で撮影が行われる。 Next, the motor unit 121a is switched to microstep precision control, and photographing is performed at a plurality of rotation angles while rotating the multi slit 12 little by little, and a plurality of moire images for adjustment are generated (step S105). For example, when the rotation tray 212 is set to 30 °, the multi-slit 12 is set to three rotation angles of 29.5 °, 30 °, and 30.5 °, and low-dose X-rays are emitted from the X-ray source 11. Irradiated and photographed. Thereby, three moire images for adjustment are acquired. Note that in step S105, shooting is performed without placing the subject on the subject table 13.
撮影された調整用の複数のモアレ画像は、マルチスリット１２の回転角度に対応付けて、並べて表示部１８３に表示される（ステップＳ１０６）。 The plurality of adjustment moire images that have been photographed are displayed side by side in association with the rotation angle of the multi-slit 12 on the display unit 183 (step S106).
ここで、上述のように、第１格子１４と第２格子１５の相対角度は干渉縞本数が最小となるようにステップＳ１０２で調整されているので、ステップＳ１０３においては、回転トレイ２１２の回転によりその相対角度を保ったまま第１格子１４及び第２格子１５が回転される。しかし、第１格子１４及び第２格子１５を載置した回転トレイ２１２が回転し、マルチスリット１２と第１格子１４及び第２格子１５との相対角度が変化すると、干渉縞（すなわちモアレ）の鮮明性が変化してしまう。そこで、マルチスリット１２と第１格子１４及び第２格子１５、即ち、これらを載置した回転トレイ２１２との相対角度を調整する必要がある。
一般的には、マルチスリット１２と第１格子１４との相対角度が少ないほど、干渉縞の鮮明性の高いモアレ画像が得られる。しかし、マルチスリット１２は発熱部であるＸ線源１１近傍に配置されるので熱影響を受けやすい。そのため、マルチスリット１２の変形等を考慮して、マルチスリット１２を回転トレイ２１２と同じ角度だけ回転させるだけでなく、モータ部１２１ａをマイクロステップ駆動させてステップＳ１０５〜Ｓ１０８における微調整を行うことが有効である。
Here, as described above, since the relative angle between the first grating 14 and the second grating 15 is adjusted in step S102 so that the number of interference fringes is minimized, in step S103, the rotation tray 212 is rotated. The first grating 14 and the second grating 15 are rotated while maintaining the relative angle. However, when the rotation tray 212 on which the first grating 14 and the second grating 15 are placed rotates and the relative angle between the multi slit 12 and the first grating 14 and the second grating 15 changes, interference fringes (that is, moire) are generated. The sharpness will change. Therefore, it is necessary to adjust the relative angle between the multi slit 12 and the first and second gratings 14 and 15, that is, the rotary tray 212 on which these are placed.
In general, the smaller the relative angle between the multi-slit 12 and the first grating 14, the more moire images with the clearer fringes are obtained. However, since the multi slit 12 is disposed in the vicinity of the X-ray source 11 that is a heat generating portion, it is easily affected by heat. Therefore, in consideration of deformation of the multi-slit 12, etc., not only the multi-slit 12 is rotated by the same angle as the rotary tray 212, but also the motor unit 121a is micro-step driven to perform fine adjustment in steps S105 to S108. It is valid.
オペレータは、ステップＳ１０６で表示部１８３に表示されたモアレ画像を観察し、干渉縞が最も鮮明な回転角度を撮影に用いる回転角度として選択する。なお、ここでは、干渉縞の鮮明性はオペレータの目視により観察するが、干渉縞の鮮明性の度合いを示す鮮明度は、後述するサインカーブ（図１７参照）における極大値をＭＡＸ、極小値をＭＩＮとした場合、下記の式で表すことができる。この干渉縞の鮮明度を用いてオペレータではなく、プログラムで自動的に最大値となる回転角度を設定しても良い。
干渉縞の鮮明度＝（ＭＡＸ−ＭＩＮ）／（ＭＡＸ＋ＭＩＮ）＝振幅／平均値
The operator observes the moire image displayed on the display unit 183 in step S106, and selects the rotation angle at which the interference fringes are clear as the rotation angle used for photographing. Here, although the sharpness of the interference fringes is observed by the operator's visual observation, the sharpness indicating the degree of the sharpness of the interference fringes is set to the maximum value in the sine curve (see FIG. 17) described later, and the minimum value. In the case of MIN, it can be expressed by the following formula. Using this interference fringe definition, a rotation angle that automatically reaches a maximum value may be set by a program instead of an operator.
Interference fringe definition = (MAX−MIN) / (MAX + MIN) = amplitude / average value
操作部１８２により、マルチスリット１２の回転角度が入力されると（ステップＳ１０７；ＹＥＳ）、モータ部１２１ａが再駆動され、マルチスリット１２のホームポジションからの回転角度が入力された回転角度となるようにマルチスリット１２の位置が微調整される（ステップＳ１０８）。 When the rotation angle of the multi slit 12 is input by the operation unit 182 (step S107; YES), the motor unit 121a is re-driven so that the rotation angle from the home position of the multi slit 12 becomes the input rotation angle. Then, the position of the multi slit 12 is finely adjusted (step S108).
マルチスリット１２の回転角度の調整後、被写体台１３に被写体が載置され、オペレータにより曝射スイッチがＯＮ操作されると（ステップＳ１０９；ＹＥＳ）、駆動部１２２によりマルチスリット１２がそのスリット配列方向に移動され、複数ステップの撮影が実行され、被写体有りの複数のモアレ画像が生成される（ステップＳ１１０）。
まず、マルチスリット１２が停止した状態でＸ線源１１によるＸ線の照射が開始される。Ｘ線検出器１６ではリセット後、Ｘ線照射のタイミングに合わせて電荷が蓄積され、Ｘ線の照射停止のタイミングに合わせて蓄積された電荷が画像信号として読み取られる。これが１ステップ分の撮影である。１ステップ分の撮影が終了するタイミングで、制御部１８１の制御により駆動部１２２が起動され、マルチスリット１２の移動が開始される。所定量移動すると駆動部１２２が停止されることによりマルチスリットの移動が停止され、次のステップの撮影が行われる。このようにして、マルチスリット１２の移動と停止が所定のステップ数分だけ繰り返され、マルチスリット１２が停止したときにＸ線の照射と画像信号の読み取りが行われる。読み取られた画像信号はモアレ画像として本体部１８に出力される。
After the rotation angle of the multi-slit 12 is adjusted, when the subject is placed on the subject table 13 and the exposure switch is turned on by the operator (step S109; YES), the multi-slit 12 is arranged in the slit arrangement direction by the drive unit 122. And a plurality of steps of photographing are executed, and a plurality of moire images with a subject are generated (step S110).
First, X-ray irradiation by the X-ray source 11 is started with the multi-slit 12 stopped. After the reset, the X-ray detector 16 accumulates charges in accordance with the timing of X-ray irradiation, and reads the accumulated charges as image signals in accordance with the timing of X-ray irradiation stop. This is one step of shooting. At the timing when the photographing for one step is completed, the drive unit 122 is activated by the control of the control unit 181 and the movement of the multi-slit 12 is started. When the predetermined amount is moved, the driving unit 122 is stopped to stop the movement of the multi-slit, and the next step photographing is performed. In this manner, the movement and stop of the multi-slit 12 are repeated for a predetermined number of steps, and when the multi-slit 12 is stopped, X-ray irradiation and image signal reading are performed. The read image signal is output to the main body 18 as a moire image.
例えば、マルチスリット１２のスリット周期を２２．８（μｍ）とし、５ステップの撮影を１０秒で行うとする。マルチスリット１２がそのスリット周期の１／５に該当する４．５６（μｍ）移動し停止する毎に撮影が行われる。 For example, assume that the slit period of the multi-slit 12 is 22.8 (μm), and five-step imaging is performed in 10 seconds. Shooting is performed every time the multi slit 12 moves and stops 4.56 (μm) corresponding to 1/5 of the slit period.
従来のように第２格子１５（又は第１格子１４）を移動させる場合、第２格子１５のスリット周期は比較的小さく、各ステップの移動量も小さくなるが、マルチスリット１２のスリット周期は第２格子１５よりも比較的大きく、各ステップの移動量も大きい。例えば、スリット周期５．３（μｍ）の第２格子１５のステップ毎の移動量は１．０６（μｍ）であるのに対し、スリット周期２２．８（μｍ）のマルチスリット１２の移動量は４．５６（μｍ）と約４倍の大きさである。同一の駆動伝達系（駆動源、減速伝達系を含む）を使用し、各ステップの撮影に際し、駆動部１２２の起動と停止を繰り返して撮影を行った場合、移動用のパルスモータ（駆動源）の制御量（駆動パルス数）に対応した実際の移動量に占める、起動時及び停止時の駆動部１２２のバックラッシュ等の影響による移動量誤差の割合は、本実施形態のようにマルチスリット１２を移動させる方式の方が小さくなる。これは、後述するサインカーブに沿ったモアレ画像を得やすく、起動及び停止を繰り返しても高精細な再構成画像が得られることを示している。或いは、従来方式による画像でも充分診断に適合する場合には、モータ（駆動源）を含む駆動伝達系全体の精度（特に、起動特性及び停止特性）を緩和し、駆動伝達系を構成する部品のコストダウンが可能であることを示している。 When the second grating 15 (or the first grating 14) is moved as in the prior art, the slit period of the second grating 15 is relatively small and the movement amount of each step is small, but the slit period of the multi slit 12 is the first. It is relatively larger than the two grids 15, and the movement amount of each step is also large. For example, the amount of movement of the second grating 15 with a slit period of 5.3 (μm) per step is 1.06 (μm), whereas the amount of movement of the multi-slit 12 with a slit period of 22.8 (μm) is It is 4.56 (μm), about four times as large. When the same drive transmission system (including a drive source and a deceleration transmission system) is used and shooting is performed by repeatedly starting and stopping the drive unit 122 at the time of shooting at each step, a moving pulse motor (drive source) The ratio of the movement amount error due to the influence of the backlash of the drive unit 122 at the start time and the stop time in the actual movement amount corresponding to the control amount (number of drive pulses) of the multi-slit 12 as in this embodiment. The method of moving is smaller. This indicates that it is easy to obtain a moire image along a sine curve, which will be described later, and that a high-definition reconstructed image can be obtained even when the activation and the stop are repeated. Alternatively, if the image based on the conventional method is sufficiently suitable for diagnosis, the accuracy of the entire drive transmission system including the motor (drive source) (especially, start characteristics and stop characteristics) is relaxed, and the components of the drive transmission system are reduced. This shows that the cost can be reduced.
各ステップの撮影が終了すると、本体部１８の通信部１８４からコントローラ５に、各ステップのモアレ画像が送信される（ステップＳ１１１）。本体部１８からコントローラ５に対しては各ステップの撮影が終了する毎に１枚ずつ被写体有りのモアレ画像が送信される。 When the photographing of each step is completed, the moire image of each step is transmitted from the communication unit 184 of the main body unit 18 to the controller 5 (step S111). A moire image with a subject is transmitted from the main body 18 to the controller 5 one by one every time photographing of each step is completed.
次いで、Ｘ線検出器１６においてダーク読み取りが行われ、被写体有り画像データ補正用のダーク画像（オフセット補正データ）が取得される（ステップＳ１１２）。ダーク読み取りは、少なくとも１回行われる。又は、複数回のダーク読み取りを行ってその平均値をダーク画像として取得してもよい。ダーク画像は、通信部１８４からコントローラ５に送信される（ステップＳ１１３）。当該ダーク読取に基づくオフセット補正データは、各モアレ画像信号の補正に共通に用いられる。
尚、ダーク画像の取得は、各ステップのモアレ画像取得後に、当該ステップのダーク読取を行って、各ステップ専用のオフセット補正データを生成することとしても良い。
Next, dark reading is performed in the X-ray detector 16 to obtain a dark image (offset correction data) for correcting image data with a subject (step S112). The dark reading is performed at least once. Alternatively, the average value may be acquired as a dark image by performing multiple dark readings. The dark image is transmitted from the communication unit 184 to the controller 5 (step S113). The offset correction data based on the dark reading is commonly used for correcting each moire image signal.
The acquisition of the dark image may be performed by performing dark reading of the corresponding step after generating the moire image of each step and generating offset correction data dedicated to each step.
次いで、オペレータによる曝射スイッチのＯＮ操作待ち状態となる（ステップＳ１１４）。ここで、オペレータは、被写体無しのモアレ画像を作成できるように、被写体台１３から被写体を取り除いて患者を退避させる。被写体なしの撮影の準備が完了したら、曝射スイッチを押下する。 Next, the operator enters an ON switch waiting state for the exposure switch (step S114). Here, the operator removes the subject from the subject table 13 and retracts the patient so that a moire image without the subject can be created. When preparation for shooting without a subject is completed, the exposure switch is pressed.
曝射スイッチが押下されると（ステップＳ１１４；ＹＥＳ）、駆動部１２２によりマルチスリット１２がそのスリット配列方向に移動され、被写体なしで複数ステップの撮影が実行され、被写体無しの複数のモアレ画像が生成される（ステップＳ１１５）。各ステップの撮影が終了すると、本体部１８の通信部１８４からコントローラ５に、各ステップのモアレ画像が送信される（ステップＳ１１６）。本体部１８からコントローラ５に対しては各ステップの撮影が終了する毎に通信部１８４により１枚ずつ被写体無しのモアレ画像が送信される。 When the exposure switch is pressed (step S114; YES), the multi-slit 12 is moved in the slit arrangement direction by the driving unit 122, and a plurality of steps of photographing are executed without a subject, and a plurality of moire images without a subject are obtained. It is generated (step S115). When the photographing of each step is completed, the moire image of each step is transmitted from the communication unit 184 of the main body unit 18 to the controller 5 (step S116). A moire image without a subject is transmitted from the main body 18 to the controller 5 one by one by the communication unit 184 every time photographing of each step is completed.
次いで、Ｘ線検出器１６においてダーク読み取りが行われ、被写体無しのダーク画像が取得される（ステップＳ１１７）。ダーク読み取りは、少なくとも１回行われる。又は、複数回のダーク読み取りを行ってその平均値をダーク画像として取得してもよい。ダーク画像は、通信部１８４からコントローラ５に送信され（ステップＳ１１８）、一つの撮影オーダに対する一連の撮影は終了する。
尚、ダーク画像の取得は、各ステップのモアレ画像取得後に、当該ステップのダーク読取を行って、各ステップ専用のオフセット補正データを生成することとしても良い。
なお、被写体無しの複数のモアレ画像及びダーク読取は被写体有りの撮影直後に実施されることが精度的に最も好ましいが、被写体画像の再構成までの時間短縮をはかるために、始業開始等に事前に取得しておいたデータを用いることとしても良い。
コントローラ５においては、通信部５４によりモアレ画像が受信されると、受信されたモアレ画像が撮影開始時に指定された撮影オーダ情報と対応付けて記憶部５５に記憶される。
Next, dark reading is performed in the X-ray detector 16, and a dark image without a subject is acquired (step S117). The dark reading is performed at least once. Alternatively, the average value may be acquired as a dark image by performing multiple dark readings. The dark image is transmitted from the communication unit 184 to the controller 5 (step S118), and a series of imaging for one imaging order is completed.
The acquisition of the dark image may be performed by performing dark reading of the corresponding step after generating the moire image of each step and generating offset correction data dedicated to each step.
In addition, it is most preferable that a plurality of moire images without a subject and dark reading be performed immediately after photographing with a subject. However, in order to shorten the time until reconstruction of a subject image, it is necessary in advance to start a work. It is also possible to use data that has already been acquired.
In the controller 5, when the moire image is received by the communication unit 54, the received moire image is stored in the storage unit 55 in association with the shooting order information specified at the start of shooting.
図１３は、図１１のステップＳ３においてＸ線撮影装置１の制御部１８１により実行される第２の撮影モード処理を示すフローチャートである。第２の撮影モード処理は、制御部１８１と記憶部１８５に記憶されているプログラムの協働により実行される。 FIG. 13 is a flowchart showing the second imaging mode process executed by the control unit 181 of the X-ray imaging apparatus 1 in step S3 of FIG. The second shooting mode process is executed by the cooperation of the program stored in the control unit 181 and the storage unit 185.
図１３に示すように、まず、制御部１８１により、Ｘ線源１１がウォームアップ状態に切り替えられる（ステップＳ２０１）。
次いで、格子回転部２１０の相対角調整部２１３が制御され、第１格子１４と第２格子１５の相対角度が第２の撮影モードに最適となるように（突起部１４２ａがホームポジションから所定角度回転した位置にくるように）調整される（ステップＳ２０２）。
As shown in FIG. 13, the X-ray source 11 is first switched to the warm-up state by the control unit 181 (step S201).
Next, the relative angle adjustment unit 213 of the grid rotation unit 210 is controlled so that the relative angle between the first grid 14 and the second grid 15 is optimal for the second imaging mode (the projection 142a is at a predetermined angle from the home position). Adjustment is performed so that the rotation position is reached (step S202).
次いで、ステップＳ２０３〜ステップＳ２０８の処理が行われる。ステップＳ２０３〜Ｓ２０８の処理は、図１２のステップＳ１０３〜１０８で説明したものと同様であるので説明を援用する。 Subsequently, the process of step S203-step S208 is performed. The processing in steps S203 to S208 is the same as that described in steps S103 to S108 in FIG.
被写体台１３に被写体が載置され、オペレータにより曝射スイッチがＯＮ操作されると（ステップＳ２０９；ＹＥＳ）、撮影が実行され、被写体有りのモアレ画像が生成される（ステップＳ２１０）。即ち、Ｘ線源１１から放射線が照射され、Ｘ線検出器１６において読み取りが行われる。なお、第２の撮影モードでは、駆動部１２２は停止されたままの状態で、マルチスリット１２を移動させることなく、１枚のみの撮影が行われる。 When the subject is placed on the subject table 13 and the exposure switch is turned on by the operator (step S209; YES), shooting is performed and a moire image with the subject is generated (step S210). That is, radiation is emitted from the X-ray source 11 and reading is performed by the X-ray detector 16. In the second shooting mode, only one image is shot without moving the multi slit 12 while the drive unit 122 is stopped.
撮影が終了すると、本体部１８の通信部１８４からコントローラ５に撮影により得られたモアレ画像が送信される（ステップＳ２１１）。 When shooting is completed, a moire image obtained by shooting is transmitted from the communication unit 184 of the main body 18 to the controller 5 (step S211).
次いで、Ｘ線検出器１６においてダーク読み取りが行われ、被写体有り画像データ補正用のダーク画像（オフセット補正データ）が取得される（ステップＳ２１２）。ダーク読み取りは、少なくとも１回行われる。又は、複数回のダーク読み取りを行ってその平均値をダーク画像として取得してもよい。ダーク画像は、通信部１８４からコントローラ５に送信される（ステップＳ２１３）。当該ダーク読取に基づくオフセット補正データは、モアレ画像信号の補正に共通に用いられる。 Next, dark reading is performed in the X-ray detector 16, and a dark image (offset correction data) for correcting image data with a subject is acquired (step S212). The dark reading is performed at least once. Alternatively, the average value may be acquired as a dark image by performing multiple dark readings. The dark image is transmitted from the communication unit 184 to the controller 5 (step S213). The offset correction data based on the dark reading is commonly used for correcting the moire image signal.
次いで、オペレータによる曝射スイッチのＯＮ操作待ち状態となる（ステップＳ２１４）。ここで、オペレータは、被写体無しのモアレ画像を作成できるように、被写体台１３から被写体を取り除いて患者を退避させる。被写体なしの撮影の準備が完了したら、曝射スイッチを押下する。 Next, the operator enters an ON switch waiting state for the exposure switch (step S214). Here, the operator removes the subject from the subject table 13 and retracts the patient so that a moire image without the subject can be created. When preparation for shooting without a subject is completed, the exposure switch is pressed.
曝射スイッチが押下されると（ステップＳ２１４；ＹＥＳ）、被写体無しで撮影が実行され、被写体無しのモアレ画像が生成される（ステップＳ２１５）。ステップＳ２１５においてもステップＳ２１０と同様に、駆動部１２２は停止されたままの状態で、マルチスリット１２を移動させることなく、１枚のみの撮影が行われる。
撮影が終了すると、本体部１８の通信部１８４からコントローラ５に、モアレ画像が送信される（ステップＳ２１６）。
When the exposure switch is pressed (step S214; YES), shooting is performed without a subject, and a moire image without a subject is generated (step S215). In step S215, as in step S210, only one image is taken without moving the multi-slit 12 while the driving unit 122 is stopped.
When shooting is completed, a moire image is transmitted from the communication unit 184 of the main body unit 18 to the controller 5 (step S216).
次いで、Ｘ線検出器１６においてダーク読み取りが行われ、被写体無しのダーク画像が取得される（ステップＳ２１７）。ダーク読み取りは、少なくとも１回行われる。又は、複数回のダーク読み取りを行ってその平均値をダーク画像として取得してもよい。ダーク画像は、通信部１８４からコントローラ５に送信され（ステップＳ２１８）、一つの撮影オーダに対する一連の撮影は終了する。
なお、被写体無しの複数のモアレ画像及びダーク読取は被写体有りの撮影直後に実施されることが精度的に最も好ましいが、被写体画像の再構成までの時間短縮をはかるために、始業開始等に事前に取得しておいたデータを用いることとしても良い。
Next, dark reading is performed in the X-ray detector 16, and a dark image without a subject is acquired (step S217). The dark reading is performed at least once. Alternatively, the average value may be acquired as a dark image by performing multiple dark readings. The dark image is transmitted from the communication unit 184 to the controller 5 (step S218), and a series of shooting for one shooting order is completed.
In addition, it is most preferable that a plurality of moire images without a subject and dark reading be performed immediately after photographing with a subject. However, in order to shorten the time until reconstruction of a subject image, it is necessary in advance to start a work. It is also possible to use data that has already been acquired.
コントローラ５の制御部５１においては、通信部５４によりモアレ画像が受信されると、現在処理対象となっている撮影オーダ情報において設定されている撮影モードが第１の撮影モードである場合は縞走査法による再構成画像作成処理が実行され、第２の撮影モードである場合はフーリエ変換法による再構成画像作成処理が実行される。 When the moire image is received by the communication unit 54, the controller 51 of the controller 5 performs fringe scanning when the shooting mode set in the shooting order information currently being processed is the first shooting mode. A reconstructed image creation process by the Fourier transform method is executed in the second imaging mode.
図１４Ａは、制御部５１により実行される縞走査法による再構成画像作成処理を示すフローチャートである。縞走査法による再構成画像作成処理は、制御部５１と記憶部５５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。 FIG. 14A is a flowchart showing a reconstructed image creation process by the fringe scanning method executed by the control unit 51. The reconstructed image creation process by the fringe scanning method is executed in cooperation with the control unit 51 and a program stored in the storage unit 55.
まず、ステップＳ１１〜Ｓ１３においては、被写体有りの複数のモアレ画像及び被写体なしの複数のモアレ画像のそれぞれについて、Ｘ線検出器１６の各画素のバラツキを補正するための補正処理が実行される。具体的には、オフセット補正処理（ステップＳ１１）、ゲイン補正処理（ステップＳ１２）、欠陥画素補正処理（ステップＳ１３）が実行される。 First, in steps S <b> 11 to S <b> 13, correction processing for correcting variation of each pixel of the X-ray detector 16 is performed for each of a plurality of moire images with a subject and a plurality of moire images without a subject. Specifically, an offset correction process (step S11), a gain correction process (step S12), and a defective pixel correction process (step S13) are executed.
ステップＳ１１においては、被写体有り画像データ補正用のダーク画像に基づいて、被写体有りの各モアレ画像にオフセット補正が施される。被写体無し画像データ補正用のダーク画像に基づいて、被写体無しの各モアレ画像にオフセット処理が施される。ステップＳ１２においては、撮影に用いられたＸ線検出器１６に対応するゲイン補正データが記憶部５５から読み出され、読み出されたゲイン補正データに基づいて、各モアレ画像にゲイン補正が施される。
ステップＳ１３においては、撮影に用いられたＸ線検出器１６に対応する欠陥画素マップ（欠陥画素位置を示すデータ）が記憶部５５から読み出され、各モアレ画像における欠陥画素位置マップで示す位置の画素値（信号値）が周辺画素により補間算出される。
In step S11, offset correction is performed on each moire image with a subject based on the dark image for correcting the image data with a subject. Based on the dark image for correcting the image data without a subject, an offset process is performed on each moire image without the subject. In step S12, gain correction data corresponding to the X-ray detector 16 used for imaging is read from the storage unit 55, and gain correction is performed on each moire image based on the read gain correction data. The
In step S13, the defective pixel map (data indicating the defective pixel position) corresponding to the X-ray detector 16 used for imaging is read from the storage unit 55, and the position indicated by the defective pixel position map in each moire image is read. Pixel values (signal values) are interpolated and calculated by surrounding pixels.
次いで、複数のモアレ画像間でＸ線強度変動補正（トレンド補正）が行われる（ステップＳ１４）。縞走査法では、複数のモアレ画像に基づいて１枚の被写体再構成画像が作成される。そのため、各モアレ画像の撮影において照射されるＸ線強度にゆらぎ（変動）があると精巧な被写体再構成画像が得られず、微細な信号の変化が見落とされてしまう可能性がある。そこで、ステップＳ１４においては、複数のモアレ画像における撮影時のＸ線強度変動による信号値差を補正する処理が行われる。
具体的な処理としては、各モアレ画像の予め定められた１点の画素の信号値を用いて補正する方法、各モアレ画像間におけるＸ線検出器１６の所定方向の信号値差を補正する（一次元補正する）方法、各モアレ画像間における２次元方向の信号値差を補正する（二次元補正する）方法、の何れであってもよい。
Next, X-ray intensity fluctuation correction (trend correction) is performed between the plurality of moire images (step S14). In the fringe scanning method, one subject reconstructed image is created based on a plurality of moire images. For this reason, if there is fluctuation (variation) in the intensity of X-rays irradiated in capturing each moiré image, an elaborate subject reconstructed image cannot be obtained, and fine signal changes may be overlooked. Therefore, in step S14, processing for correcting a signal value difference due to X-ray intensity fluctuations at the time of imaging in a plurality of moire images is performed.
As specific processing, a correction method using a signal value of a predetermined pixel of each moire image, a signal value difference in a predetermined direction of the X-ray detector 16 between each moire image is corrected ( Any one of a method for correcting one-dimensionally and a method for correcting a signal value difference in a two-dimensional direction between each moire image (two-dimensional correction) may be used.
１点の画素の信号値を用いて補正する方法では、まず、図１５に示すように複数のモアレ画像のそれぞれについて、Ｘ線検出器１６のモアレ画像領域（被写体配置領域）１６１外の直接Ｘ線領域に対応する予め定められた位置Ｐにある画素の信号値が取得される。次いで、１枚目のモアレ画像（例えば、被写体有りの最初に撮影されたモアレ画像）が２枚目以降の上記取得された位置Ｐの画素の平均信号値で規格化され、規格化後の位置Ｐの値に基づいて２枚目以降の各モアレ画像の補正係数が算出される。そして、２枚目以降の各モアレ画像に補正係数が乗算されることにより、Ｘ線強度変動が補正される。この補正方法では、各撮影間の全体的なＸ線強度の変動を容易に補正することができる。なお、Ｘ線検出器１６の裏側に、Ｘ線照射量を検知するセンサ等の検知手段を設け、検知手段から出力される各モアレ画像撮影時のＸ線照射量に基づいて、各モアレ画像間における撮影時のＸ線強度変動に起因する信号値差を補正することとしてもよい。 In the correction method using the signal value of one pixel, first, as shown in FIG. 15, for each of a plurality of moire images, a direct X outside the moire image area (subject placement area) 161 of the X-ray detector 16 is used. A signal value of a pixel at a predetermined position P corresponding to the line area is acquired. Next, the first moire image (for example, the first moire image taken with a subject) is normalized by the average signal value of the pixels at the acquired position P for the second and subsequent images, and the normalized position Based on the value of P, correction coefficients for the second and subsequent moire images are calculated. Then, the X-ray intensity fluctuation is corrected by multiplying the second and subsequent moire images by a correction coefficient. With this correction method, it is possible to easily correct the variation in the overall X-ray intensity between the radiographing. In addition, detection means such as a sensor for detecting the X-ray irradiation amount is provided on the back side of the X-ray detector 16, and based on the X-ray irradiation amount at the time of capturing each moire image output from the detection means, It is also possible to correct the signal value difference caused by the X-ray intensity fluctuation at the time of imaging.
一次元補正では、まず、複数のモアレ画像のそれぞれについて、予め定められた行Ｌ１（行は、Ｘ線検出器１６における読み取りライン方向をさす）の画素の平均信号値が算出される。次いで、１枚目のモアレ画像が２枚目以降の画素の平均信号値で規格化され、規格化後の行Ｌ１と２枚目以降の行Ｌ１の各画素の信号値に基づいて、２枚目以降の各モアレ画像の行方向の補正係数が算出される。そして、２枚目以降の各モアレ画像に行方向の位置に応じた補正係数が乗算されることにより、行方向のＸ線強度変動が補正される。この補正方法では、各撮影間の一次元方向のＸ線強度の変動を容易に補正することができる。例えば、或る撮影において、Ｘ線源１１による照射タイミングとＸ線検出器１６の読み取りタイミングのずれが生じた場合に、これにより生じるＸ線検出器１６の読み取りライン方向のＸ線強度変動等を補正することができる。 In the one-dimensional correction, first, an average signal value of pixels in a predetermined row L1 (a row indicates a reading line direction in the X-ray detector 16) is calculated for each of a plurality of moire images. Next, the first moire image is normalized by the average signal value of the second and subsequent pixels, and two images are obtained based on the signal value of each pixel in the normalized row L1 and the second and subsequent rows L1. A correction coefficient in the row direction of each moire image after the eye is calculated. Then, the X-ray intensity fluctuation in the row direction is corrected by multiplying the second and subsequent moire images by a correction coefficient corresponding to the position in the row direction. In this correction method, the fluctuation of the X-ray intensity in the one-dimensional direction between each imaging can be easily corrected. For example, in a certain radiographing, when a deviation between the irradiation timing of the X-ray source 11 and the reading timing of the X-ray detector 16 occurs, the X-ray intensity fluctuation in the reading line direction of the X-ray detector 16 and the like caused by this difference It can be corrected.
二次元補正では、まず、複数のモアレ画像のそれぞれについて、予め定められた行Ｌ１、列Ｌ２（列は、Ｘ線検出器１６における読み取りライン方向と直交する方向をさす）のそれぞれにおける画素の平均信号値が算出される。次いで、１枚目のモアレ画像が２枚目以降の行Ｌ１の画素の平均信号値で規格化され、規格化後の行Ｌ１と２枚目以降の行Ｌ１の各画素の信号値に基づいて、２枚目以降の各モアレ画像の行方向の補正係数が算出される。同様に、１枚目のモアレ画像が２枚目以降の列Ｌ２の画素の平均信号値で規格化され、規格化後の列Ｌ２と２枚目以降の列Ｌ２の各画素の信号値に基づいて、２枚目以降の各モアレ画像の列方向の補正係数が算出される。そして行方向と列方向の補正係数が掛け合わされて２枚目以降の各モアレ画像の各画素の補正係数が算出される。そして、各画素に行方向及び列方向の補正係数が乗算されることにより、二次元方向のＸ線強度変動が補正される。この補正方法では、各撮影間の二次元方向のＸ線強度の変動を容易に補正することができる。 In the two-dimensional correction, first, for each of a plurality of moire images, an average of pixels in each of a predetermined row L1 and column L2 (the column indicates a direction orthogonal to the reading line direction in the X-ray detector 16). A signal value is calculated. Next, the first moiré image is normalized by the average signal value of the pixels in the second and subsequent rows L1, and based on the signal values of the pixels in the normalized row L1 and the second and subsequent rows L1. The correction coefficient in the row direction of each of the second and subsequent moire images is calculated. Similarly, the first moire image is normalized by the average signal value of the pixels in the second and subsequent columns L2, and is based on the signal values of the respective pixels in the normalized column L2 and the second and subsequent columns L2. Thus, the correction coefficients in the column direction of the second and subsequent moire images are calculated. Then, the correction coefficients for the pixels in the second and subsequent moire images are calculated by multiplying the correction coefficients in the row direction and the column direction. Then, by multiplying each pixel by a correction coefficient in the row direction and the column direction, fluctuations in X-ray intensity in the two-dimensional direction are corrected. In this correction method, the fluctuation of the X-ray intensity in the two-dimensional direction between each imaging can be easily corrected.
次いで、モアレ画像の解析が行われ（ステップＳ１５）、再構成画像の作成に使用できるか否かが判断される（ステップＳ１６）。理想的な送り精度によりマルチスリット１２を一定の送り量で移動できた場合、図１６に示すように、５ステップの撮影でマルチスリット１２のスリット周期１周期分のモアレ画像５枚が得られる。各ステップのモアレ画像は０．２周期という一定周期間隔毎に縞走査をした結果であるので、各モアレ画像の任意の１画素に注目すると、その信号値を正規化して得られるＸ線相対強度は、図１７に示すようにサインカーブを描く。よって、コントローラ５は得られた各ステップのモアレ画像のある画素に注目してＸ線相対強度を求める。各モアレ画像から求められたＸ線相対強度が、図１７に示すようなサインカーブを形成すれば、一定周期間隔のモアレ画像が得られているので、再構成画像の作成に使用できると判断することができる。
なお、上記サインカーブ形状は、マルチスリット１２の開口幅、第１格子１４及び第２格子１５の周期、及び第１格子及び第２格子の格子間距離に依存し、また、放射光のようなコヒーレント光の場合には三角波形状となるが、マルチスリット効果によりＸ線が準コヒーレント光として作用する為、サインカーブを描くものとなる。ステップＳ１５の解析は、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像についてそれぞれ行われる。
Next, the analysis of the moire image is performed (step S15), and it is determined whether or not it can be used to create a reconstructed image (step S16). When the multi-slit 12 can be moved at a constant feed amount with ideal feed accuracy, five moire images corresponding to one slit period of the multi-slit 12 can be obtained in five steps as shown in FIG. Since the moire image of each step is a result of stripe scanning at fixed intervals of 0.2 cycles, when attention is paid to any one pixel of each moire image, the X-ray relative intensity obtained by normalizing the signal value Draws a sine curve as shown in FIG. Therefore, the controller 5 obtains the X-ray relative intensity by paying attention to the pixel having the moire image obtained in each step. If the X-ray relative intensity obtained from each moiré image forms a sine curve as shown in FIG. 17, it is determined that a moiré image having a constant periodic interval is obtained and can be used to create a reconstructed image. be able to.
The sine curve shape depends on the opening width of the multi-slit 12, the period of the first grating 14 and the second grating 15, and the distance between the gratings of the first and second gratings. In the case of coherent light, it has a triangular wave shape, but the X-rays act as quasi-coherent light due to the multi-slit effect, thereby drawing a sine curve. The analysis in step S15 is performed for each of the moire image with the subject and the moire image without the subject.
各ステップのモアレ画像の中にサインカーブを形成できないモアレ画像がある場合、再構成画像の作成に使用できないと判断され（ステップＳ１６；ＮＯ）、撮影のタイミングを変更して再撮影するよう指示する制御情報がコントローラ５からＸ線撮影装置１に送信される（ステップＳ１７）。例えば、図１７に示すように、３ステップ目は本来０．４周期のところ、周期がずれて０．３５周期のモアレ画像が得られた場合であれば、駆動部１２２の送り精度の低下が原因（例えば、パルスモータの駆動パルスへのノイズ重畳等）と考えられる。よって、０．０５周期分だけ撮影のタイミングを早めて３ステップ目のみ再撮影を行うよう指示すればよい。或いは、５ステップ全てについて再撮影し、３ステップ目のみ０．０５周期分の撮影時間を早めるように指示してもよい。５ステップ全てのモアレ画像が所定量ずつサインカーブからずれている場合、駆動部１２２の起動から停止までの駆動パルス数を増やすか、或いは減らすように指示してもよい。
Ｘ線撮影装置１では、当該制御情報に従って撮影のタイミングが調整され、再撮影が実行される。
If there is a moire image in which a sine curve cannot be formed in the moire image at each step, it is determined that it cannot be used to create a reconstructed image (step S16; NO), and an instruction is given to change the shooting timing and reshoot. Control information is transmitted from the controller 5 to the X-ray imaging apparatus 1 (step S17). For example, as shown in FIG. 17, if the third step is originally 0.4 cycle, and the cycle is shifted and a moiré image of 0.35 cycle is obtained, the feeding accuracy of the drive unit 122 is reduced. This is considered to be caused (for example, noise superimposition on the drive pulse of the pulse motor). Therefore, it suffices to instruct to re-shoot only the third step by advancing the shooting timing by 0.05 cycles. Alternatively, it may be instructed to re-photograph all five steps and to advance the photographing time for 0.05 cycles only at the third step. When the moire images in all five steps are deviated from the sine curve by a predetermined amount, it may be instructed to increase or decrease the number of drive pulses from the start to the stop of the drive unit 122.
In the X-ray imaging apparatus 1, the imaging timing is adjusted according to the control information, and re-imaging is executed.
一方、再構成画像の作成にモアレ画像を使用できると判断された場合（ステップＳ１６；ＹＥＳ）、被写体有りと被写体なしのそれぞれの複数のモアレ画像を用いて、被写体有りの再構成画像と被写体無しの再構成画像の作成が行われる（ステップＳ１８〜ステップＳ２０）。
具体的には、複数のモアレ画像を加算することにより吸収画像が作成される（ステップＳ１８）。また、縞走査法の原理を用いて干渉縞の位相が計算され、微分位相画像が作成される（ステップＳ１９）。また、縞走査法の原理を用いて干渉縞のVisibilityが計算され（Visibility＝２×振幅÷平均値）、小角散乱画像が作成される（ステップＳ２０）。
On the other hand, if it is determined that a moire image can be used to create a reconstructed image (step S16; YES), a reconstructed image with a subject and no subject are used by using a plurality of moire images with and without a subject, respectively. The reconstructed image is created (steps S18 to S20).
Specifically, an absorption image is created by adding a plurality of moire images (step S18). Further, the phase of the interference fringe is calculated using the principle of the fringe scanning method, and a differential phase image is created (step S19). Further, the visibility of interference fringes is calculated using the principle of the fringe scanning method (Visibility = 2 × amplitude ÷ average value), and a small-angle scattered image is created (step S20).
次いで、被写体無しの再構成画像を用いて、被写体有りの再構成画像から、干渉縞の位相の除去と、画像ムラ（アーチファクト）を除去するための補正処理が行われる（ステップＳ２１）。これにより、被写体再構成画像が作成される。ステップＳ２１の処理には、撮影時のマルチスリット１２や第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向変更に起因するＸ線の線量分布のムラ、当該スリットの製造バラつき起因の線量分布のムラ、及び、主に被写体ホルダー１３０の画像への写り込みによるムラ、を含む画像ムラ（アーチファクト）を除去するための処理が含まれる。
例えば、被写体有りの再構成画像が微分位相画像である場合には、被写体有りの微分位相画像の各画素の信号値から被写体無しの微分位相画像の対応する（同じ位置の画素）の信号値を減算する処理が行われる（公知文献(Ａ)；Timm Weitkamp，Ana Diazand，Christian David, franz Pfeiffer and Marco Stampanoni, Peter Cloetens and Eric Ziegler, X-ray Phase Imaging with a grating interferometer,OPTICSEXPRESS，Vol.13, No.16,6296-6004(2005)、公知文献（Ｂ）；Atsushi Momose, Wataru Yashiro, Yoshihiro Takeda, Yoshio Suzuki and Tadashi Hattori, Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometry for Biological Imaging, Japanese Journal of Applied Physics, Vol.45, No.6A, 2006, pp.5254-5262（2006）参照)。
被写体有りの再構成画像が吸収画像、小角散乱画像である場合には、公知文献（Ｃ）に記載されているように、被写体有りの再構成画像の各画素の信号値を被写体無しの再構成画像の対応する画素の信号値で除算する割り算処理が行われる（公知文献（Ｃ）;F.Pfeiffer, M.Bech，O.Bunk, P.Kraft, E.F.Eikenberry, CH.Broennimann，C.Grunzweig, and C．David，Hard-X-ray dark-field imaging using a grating interferometer, nature materials Vol.7，134-137（2008））。
Next, using the reconstructed image without the subject, correction processing for removing the phase of the interference fringes and removing image unevenness (artifact) is performed from the reconstructed image with the subject (step S21). Thereby, a subject reconstructed image is created. In the process of step S21, the X-ray dose distribution unevenness due to the slit direction change of the multi-slit 12 and the first and second gratings 14 and 15 at the time of imaging, the dose distribution unevenness due to the manufacturing variation of the slit, In addition, processing for removing image unevenness (artifact) including mainly unevenness due to the image of the subject holder 130 in the image is included.
For example, when the reconstructed image with the subject is a differential phase image, the signal value of the corresponding differential phase image without the subject (the pixel at the same position) is calculated from the signal value of each pixel of the differential phase image with the subject. Subtraction processing is performed (public literature (A); Timm Weitkamp, Ana Diazand, Christian David, franz Pfeiffer and Marco Stampanoni, Peter Cloetens and Eric Ziegler, X-ray Phase Imaging with a grating interferometer, OPTICS EXPRESS, Vol. 13, No. 16,6296-6004 (2005), public literature (B); Atsushi Momose, Wataru Yashiro, Yoshihiro Takeda, Yoshio Suzuki and Tadashi Hattori, Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometry for Biological Imaging, Japanese Journal of Applied Physics, Vol. 45, No. 6A, 2006, pp. 5254-5262 (2006)).
When the reconstructed image with the subject is an absorption image or a small-angle scattered image, the signal value of each pixel of the reconstructed image with the subject is reconstructed without the subject, as described in publicly known document (C). A division process is performed to divide by the signal value of the corresponding pixel of the image (public literature (C); F. Pfeiffer, M. Bech, O. Bunk, P. Kraft, EFEikenberry, CH. Broennimann, C. Grunzweig, and C. David, Hard-X-ray dark-field imaging using a grating interferometer, nature materials Vol.7, 134-137 (2008)).
ただし、微分位相画像については、被写体有りのモアレ画像から各画素の微分位相信号値を計算する直前の中間値の段階で、被写体無しのモアレ画像から計算された中間値を除算し、その値のarctanで被写体の微分位相信号を得ることも可能であり（第２の手法と呼ぶ）、被写体有りのモアレ画像の撮影時と被写体無しのモアレ画像の撮影時とで撮影条件が完全に一致している場合を除いてはこの第２の手法を用いることが望ましい。 However, for the differential phase image, the intermediate value calculated from the moire image without subject is divided at the intermediate value stage immediately before calculating the differential phase signal value of each pixel from the moire image with subject, It is also possible to obtain the differential phase signal of the subject with arctan (referred to as the second method), and the shooting conditions are completely the same when shooting the moire image with the subject and when shooting the moire image without the subject. It is desirable to use this second method except in the case where it is present.
図１４Ｂに、第２の手法を用いた縞走査法による再構成画像作成処理Ｂのフローチャートを示す。
縞走査法による再構成画像作成処理Ｂにおいては、まず、上述のステップＳ１１〜Ｓ１６の処理が行われる。ステップＳ１６において、被写体有りのモアレ画像及び被写体無しのモアレ画像が使用可能であると判断されると、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像に基づいて、診断用の被写体再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）が作成される（ステップＳ１８Ｂ〜ステップＳ２０Ｂ）。
具体的に、ステップＳ１８Ｂにおいては、被写体有りの複数のモアレ画像、被写体無しの複数のモアレ画像のそれぞれについて干渉縞を加算することにより被写体有りの吸収画像、被写体無しの吸収画像が作成される。そして、被写体無しの吸収画像を用いて被写体有りの吸収画像の画像ムラの除去が行われ（上記公知文献（ｃ）参照）、診断用の被写体再構成画像としての吸収画像が作成される。
ステップＳ１９Ｂにおいては、縞走査法の原理を用いて、被写体有りのモアレ画像及び被写体無しのモアレ画像から位相が計算されることにより、診断用の被写体再構成画像としての微分位相画像が作成される。具体的には、上述のように、被写体有りのモアレ画像の各画素の微分位相信号値を計算する直前の中間値の段階で、被写体無しのモアレ画像の対応する画素から計算された中間値を除算し、その値のarctanで被写体有りの微分位相信号値を得る。この第２の手法によれば、被写体有りの撮影時と被写体無しの撮影時とで撮影条件が変化して被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像の干渉縞が変化してしまったような場合であっても、再構成画像を±πの範囲で得ることができる。
ステップＳ２０Ｂにおいては、縞走査法の原理を用いて、被写体有りのモアレ画像、被写体無しのモアレ画像のそれぞれに基づいて干渉縞のVisibilityが計算されることにより被写体有りの小角散乱画像及び被写体無しの小角散乱画像が作成される。そして、被写体無しの小角散乱画像を用いて被写体有りの小角散乱画像の画像ムラの除去が行われ（公知文献（ｃ）参照）、診断用の被写体再構成画像としての小角散乱画像が作成される。
FIG. 14B shows a flowchart of reconstruction image creation processing B by the fringe scanning method using the second method.
In the reconstructed image creation process B by the fringe scanning method, first, the processes in steps S11 to S16 described above are performed. If it is determined in step S16 that a moire image with a subject and a moire image without a subject can be used, a diagnostic subject reconstructed image (absorption) based on the moire image with a subject and the moire image without a subject. An image, a differential phase image, and a small angle scattered image) are created (step S18B to step S20B).
Specifically, in step S18B, an interference fringe is added to each of a plurality of moire images with a subject and a plurality of moire images without a subject to create an absorption image with a subject and an absorption image without a subject. Then, image unevenness of the absorption image with the subject is removed using the absorption image without the subject (see the above-mentioned known document (c)), and an absorption image is created as a diagnostic subject reconstruction image.
In step S19B, by using the principle of the fringe scanning method, the phase is calculated from the moiré image with the subject and the moiré image without the subject, so that a differential phase image as a subject reconstructed image for diagnosis is created. . Specifically, as described above, the intermediate value calculated from the corresponding pixel of the moire image without the object is calculated at the intermediate value stage immediately before calculating the differential phase signal value of each pixel of the moire image with the object. Divide and obtain the differential phase signal value with the subject by the arctan of the value. According to this second method, the shooting conditions change between shooting with a subject and shooting without a subject, and interference fringes between a moire image with a subject and a moire image without a subject change. Even in this case, a reconstructed image can be obtained within a range of ± π.
In step S20B, using the principle of the fringe scanning method, the Visibility of the interference fringes is calculated based on the moiré image with the subject and the moiré image without the subject, so that the small-angle scattered image with the subject and the no-subject image are obtained. A small angle scattered image is created. Then, image unevenness is removed from the small-angle scattered image with the subject using the small-angle scattered image without the subject (see publicly known document (c)), and a small-angle scattered image as a diagnostic subject reconstructed image is created. .
図１４Ａ及び図１４Ｂに示す縞走査法による再構成画像作成処理では、マルチスリット１２、第１格子１４及び第２格子１５の各格子のスリット方向変更や被写体台特性に起因するＸ線の線量分布のムラだけでなく、撮影に用いられるＸ線検出器１６の個々の画素の特性にバラツキがあっても、この影響を除去することができるので好ましい。従い、スリット方向を被写体に応じて可変としても、被写体に対するＸ線検出器１６の配置方向を固定（位置変更せず）とすることができ、コントローラ５に表示される被写体再構成画像における被写体の表示向きは、コントローラ表示画面上で常に同一方向となるので、経過観察等で過去画像との比較読影を行う場合に、コントローラ５において被写体再構成画像の向きを揃える操作を行う必要がなくなるので、より好ましい。 In the reconstructed image creation process by the fringe scanning method shown in FIGS. 14A and 14B, the dose distribution of X-rays caused by the change of the slit direction of each of the multi-slit 12, the first grating 14 and the second grating 15 and the characteristics of the object table In addition to the non-uniformity, even if there are variations in characteristics of individual pixels of the X-ray detector 16 used for imaging, it is preferable because this influence can be eliminated. Therefore, even if the slit direction is variable according to the subject, the arrangement direction of the X-ray detector 16 with respect to the subject can be fixed (without changing the position), and the subject in the subject reconstructed image displayed on the controller 5 can be fixed. Since the display orientation is always in the same direction on the controller display screen, it is not necessary to perform an operation for aligning the orientation of the subject reconstructed image in the controller 5 when performing comparative interpretation with a past image during follow-up observation or the like. More preferred.
図１８は、制御部５１により実行されるフーリエ変換法による再構成画像作成処理を示すフローチャートである。フーリエ変換法による再構成画像作成処理は、制御部５１と記憶部５５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。 FIG. 18 is a flowchart showing a reconstructed image creation process by the Fourier transform method executed by the control unit 51. The reconstructed image creation process by the Fourier transform method is executed in cooperation with the control unit 51 and the program stored in the storage unit 55.
まず、ステップＳ３１〜Ｓ３３においては、被写体有りの複数のモアレ画像及び被写体なしの複数のモアレ画像のそれぞれについて、Ｘ線検出器１６の各画素のバラツキを補正するための補正処理が実行される。具体的には、オフセット補正処理（ステップＳ３１）、ゲイン補正処理（ステップＳ３２）、欠陥画素補正処理（ステップＳ３３）が実行される。各処理の内容は、図１４ＡのステップＳ１１〜Ｓ１３で説明したものと同様であるので説明を援用する。 First, in steps S31 to S33, correction processing for correcting variations in each pixel of the X-ray detector 16 is executed for each of a plurality of moire images with a subject and a plurality of moire images without a subject. Specifically, offset correction processing (step S31), gain correction processing (step S32), and defective pixel correction processing (step S33) are executed. The contents of each process are the same as those described in steps S11 to S13 in FIG.
次いで、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像間のＸ線強度変動補正（トレンド補正）が行われる（ステップＳ３４）。Ｘ線強度変動補正の具体的な処理内容は、図１４ＡのステップＳ１４で説明したものと同様であるので説明を援用する。 Next, X-ray intensity fluctuation correction (trend correction) between the moire image with the subject and the moire image without the subject is performed (step S34). The specific processing content of the X-ray intensity fluctuation correction is the same as that described in step S14 in FIG.
次いで、ステップＳ３５以降の処理において、フーリエ変換法による被写体再構成画像の作成が行われる。フーリエ変換法による再構成画像の作成については、公知の手法により行うことができる（M. Takeda, H．Ina, and S．Kobayashi,「Fourier-Transform Methode of Fringe-Pattern Analysis for Computer-Based Topography and Interferometry
」J.Opt.Soc.Am.72,156（1982）参照）。
Next, in the processing from step S35, a subject reconstructed image is created by the Fourier transform method. The reconstruction of the reconstructed image by the Fourier transform method can be performed by a known method (M. Takeda, H. Ina, and S. Kobayashi, “Fourier-Transform Methode of Fringe-Pattern Analysis for Computer-Based Topography and Interferometry
"See J.Opt.Soc.Am.72,156 (1982)).
まず、補正後の被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像のそれぞれがフーリエ変換（二次元フーリエ変換）される（ステップＳ３５）。図１９（ａ）に、第２の撮影モードで撮影された被写体有りのモアレ画像の一例を示す。図１９（ａ）におけるＨ１はマジックペンであり、Ｈ２はＵＳＢメモリである。図１９（ｂ）に、図１９（ａ）のモアレ画像を二次元フーリエ変換した結果を示す。図２０（ａ）に、第２の撮影モードで撮影された被写体無しのモアレ画像の一例を示す。図２０（ｂ）に、図２０（ａ）のモアレ画像を二次元フーリエ変換した結果を示す。フーリエ変換後の計算結果は複素数であるため、図１９（ｂ）、図２０（ｂ）では実部と虚部のｎｏｒｍ（振幅）を表示している。
図１９（ｂ）、図２０（ｂ）に示すように、１枚のモアレ画像をフーリエ変換すると、低周波成分（０次成分と呼ぶ）と干渉縞周波数付近の成分（１次成分と呼ぶ）、又は、０次成分と１次成分に加えさらに高周波成分（Ｘ線撮影装置１の干渉性に依存）が並んで得られる。０次成分と１次成分の並ぶ方向はモアレ画像の縞の方向に関係しており、モアレ画像の縞の方向に対して略直角になる。
First, the corrected moire image with a subject and the moire image without a subject are each subjected to Fourier transform (two-dimensional Fourier transform) (step S35). FIG. 19A shows an example of a moire image with a subject photographed in the second photographing mode. In FIG. 19A, H1 is a magic pen, and H2 is a USB memory. FIG. 19B shows the result of two-dimensional Fourier transform of the moire image shown in FIG. FIG. 20A shows an example of a moiré image without a subject imaged in the second imaging mode. FIG. 20B shows the result of two-dimensional Fourier transform of the moire image shown in FIG. Since the calculation result after the Fourier transform is a complex number, in FIG. 19B and FIG. 20B, the norm (amplitude) of the real part and the imaginary part is displayed.
As shown in FIGS. 19B and 20B, when one moiré image is subjected to Fourier transform, a low frequency component (referred to as a zeroth order component) and a component near the interference fringe frequency (referred to as a primary component) are used. Alternatively, in addition to the zero-order component and the first-order component, a high-frequency component (depending on the coherence of the X-ray imaging apparatus 1) is obtained side by side. The direction in which the zero-order component and the first-order component are arranged is related to the direction of the stripes in the moire image, and is substantially perpendicular to the direction of the stripes in the moire image.
ここで、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の格子の向き（スリット方向）と干渉縞及び０次成分、１次成分の並ぶ向きとの関係について説明する。
例えば、図２１のＡ１に示すように、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の格子の向きが縦であった場合、縞走査法用のモアレ画像（第１格子１４に対して第２格子をわずかに傾けて得られた画像）の縞は、図２１のＡ２に示すように横となる。フーリエ変換用のモアレ画像（第２格子を更に傾けて得られた画像）の縞は、図２１のＡ３に示すように、図２１のＡ２に比べて細かな横縞となる。フーリエ変換用のモアレ画像をフーリエ変換した画像は、図２１のＡ４に示すように、０次成分、１次成分が縦に並んだ画像となる。
図２２のＢ１に示すように、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の格子の向きが横であった場合、縞走査法用のモアレ画像（第１格子１４に対して第２格子１５をわずかに傾けて得られた画像）の縞は、図２２のＢ２に示すように縦となる。フーリエ変換用のモアレ画像（第２格子１５を更に傾けて得られた画像）の縞は、図２２のＢ３に示すように、図２２のＢ２に比べて細かな縦縞となる。フーリエ変換用のモアレ画像をフーリエ変換した画像は、図２２のＢ４に示すように、０次成分、１次成分が横に並んだ画像となる。
図２３のＣ１に示すように、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の向きが斜め４５°であった場合、縞走査法用のモアレ画像（第１格子１４に対してわずかに第２格子を少し傾けて得られた画像）の縞は、図２３のＣ２に示すように斜め４５°（スリット方向とは逆方向の斜め）となる。フーリエ変換用のモアレ画像（第２格子を更に傾けて得られた画像）の縞は、図２３のＣ３に示すように、図２３のＣ２と同方向の、より細かな斜め縞となる。フーリエ変換用のモアレ画像をフーリエ変換した画像は、図２３のＣ４に示すように、０次成分、１次成分が縞方向とは逆の斜め４５°に並んだ画像となる。
Here, a description will be given of the relationship between the orientation of the multi-slit 12, first grating 14, and second grating 15 (slit direction) and the direction in which interference fringes, zero-order components, and first-order components are arranged.
For example, as shown in A1 of FIG. 21, when the orientations of the multi slit 12, the first grating 14, and the second grating 15 are vertical, the moire image for the fringe scanning method (with respect to the first grating 14). The fringes of the image obtained by slightly tilting the second grating are horizontal as shown by A2 in FIG. As shown by A3 in FIG. 21, the fringes of the moiré image for Fourier transform (image obtained by further tilting the second grating) are fine horizontal stripes compared to A2 in FIG. An image obtained by performing Fourier transform on a moire image for Fourier transform is an image in which 0th-order components and 1st-order components are vertically arranged, as indicated by A4 in FIG.
As shown in B1 of FIG. 22, when the orientations of the multi-slit 12, the first grating 14, and the second grating 15 are horizontal, the moire image for the fringe scanning method (second with respect to the first grating 14). The stripes of the image obtained by slightly tilting the grid 15 are vertical as shown by B2 in FIG. Stripes of a moiré image for Fourier transform (an image obtained by further tilting the second grating 15) are finer vertical stripes than B2 of FIG. 22, as shown by B3 of FIG. An image obtained by performing Fourier transform on a moire image for Fourier transform is an image in which a zeroth-order component and a first-order component are arranged side by side, as indicated by B4 in FIG.
As shown in C1 of FIG. 23, when the orientation of the multi slit 12, the first grating 14, and the second grating 15 is 45 °, the moire image for the fringe scanning method (slightly relative to the first grating 14). The stripes of the image obtained by slightly tilting the second grating are inclined 45 ° (oblique in the direction opposite to the slit direction) as shown by C2 in FIG. As shown in C3 of FIG. 23, the stripes of the Fourier transform moire image (an image obtained by further tilting the second grating) are finer diagonal stripes in the same direction as C2 of FIG. An image obtained by performing Fourier transform on a moiré image for Fourier transform is an image in which the zeroth-order component and the first-order component are arranged at an angle of 45 ° opposite to the stripe direction, as indicated by C4 in FIG.
次いで、フーリエ変換により得られた画像（被写体有り、被写体無しのそれぞれ）において、０次成分が図２４に示すＨａｎｎｉｎｇ窓Ｗにより切り出される（ステップＳ３６）。Ｈａｎｎｉｎｇ窓Ｗで切り出すことによりＨａｎｎｉｎｇ窓Ｗの周辺部が０に落とされ、Ｈａｎｎｉｎｇ窓Ｗの中心部はそのまま通される。
次いで、フーリエ変換により得られた画像において、１次成分が図２５に示すようにキャリア周波数（＝モアレ周波数）分シフトされ、Ｈａｎｎｉｎｇ窓Ｗで切り出される（ステップＳ３７）。切り出しの窓関数はＨａｎｎｉｎｇ窓に限定されず、用途に応じてＨａｍｍｉｎｇ窓、ガウス窓等を使用しても良い。
次いで、切り出された０次成分、１次成分のそれぞれが逆フーリエ変換される（ステップＳ３８）。
Next, in the image obtained by the Fourier transform (each with and without the subject), the zero-order component is cut out by the Hanning window W shown in FIG. 24 (step S36). By cutting out with the Hanning window W, the peripheral part of the Hanning window W is dropped to 0, and the central part of the Hanning window W is passed as it is.
Next, in the image obtained by Fourier transform, the primary component is shifted by the carrier frequency (= moire frequency) as shown in FIG. 25, and cut out by the Hanning window W (step S37). The cutting window function is not limited to the Hanning window, and a Hamming window, a Gaussian window, or the like may be used depending on the application.
Next, each of the extracted 0th order component and 1st order component is subjected to inverse Fourier transform (step S38).
逆フーリエ変換が終了すると、逆フーリエ変換された０次成分、１次成分を用いて被写体有りと被写体無しのそれぞれの再構成画像の作成が行われる（ステップＳ３９〜ステップＳ４１）。具体的には、０次成分の振幅から吸収画像が作成される（ステップＳ３９）。また、１次成分の位相から微分位相画像が作成される（ステップＳ４０）。また、０次成分と１次成分の振幅の比（＝Visibility）から小角散乱画像が作成される（ステップＳ４１）。 When the inverse Fourier transform is completed, reconstructed images with and without the subject are created using the zeroth-order component and the first-order component subjected to the inverse Fourier transform (steps S39 to S41). Specifically, an absorption image is created from the amplitude of the zeroth-order component (step S39). A differential phase image is created from the phase of the primary component (step S40). Further, a small-angle scattered image is created from the ratio (= Visibility) of the amplitude of the zeroth-order component and the first-order component (step S41).
次いで、被写体無しの再構成画像を用いて被写体有りの再構成画像から干渉縞の位相の除去と、画像ムラ（アーチファクト）を除去するための補正処理が行われる（ステップＳ４２）。これにより、診断用の被写体再構成画像が作成される。ステップＳ４２の処理は、図１４ＡのステップＳ２１で説明したものと同様であるので説明を援用する。画像ムラの補正が終了すると、フーリエ変換法による再構成画像作成処理は終了する。 Next, correction processing for removing the phase of the interference fringes from the reconstructed image with the subject and removing image unevenness (artifact) is performed using the reconstructed image without the subject (step S42). Thereby, a subject reconstructed image for diagnosis is created. The processing in step S42 is the same as that described in step S21 in FIG. When the correction of the image unevenness is finished, the reconstructed image creation process by the Fourier transform method is finished.
なお、上述の従来のフーリエ変換法では、０次成分、１次成分を切り出す際に、縦、横ともに高周波成分を捨てるため、空間分解能が落ちて全体的にぼけた画像となる。ここで、本願発明者らは、Ｘ線格子に一次元格子を用いる場合は、タルボ干渉計及びタルボ・ロー干渉計の微分位相画像及び小角散乱画像の情報が格子（マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５）のスリット方向と直交する一方向のみであることに着目し、ステップＳ３６、Ｓ３７で用いる窓ｗを従来型の正方形ではなく、図２６に示すように格子のスリット方向と直交する方向に延びる長方形とすれば、画像情報を含む格子のスリット方向と直交する方向の信号の高周波成分を落とさないように取り出すことができ、格子のスリット方向と直交する方向のぼけを低減することができることを見出した（改良型フーリエ変換法と呼ぶ）。本発明は、原理的に空間分解能の低下が避けられない格子のスリット方向と平行な方向は元々画像情報を含まないことを利用していることが特徴であり、後述する二回撮影時に二次元格子を用いたフーリエ変換法の撮影に対して大きなアドバンテージが得られる。（図２６は、図２１のＡ４に長方形の窓Ｗを設定した例を示したものである。） In the above-described conventional Fourier transform method, when cutting out the 0th-order component and the 1st-order component, the high-frequency components are discarded in both the vertical and horizontal directions, so that the spatial resolution is lowered and the image is totally blurred. Here, when the one-dimensional grating is used for the X-ray grating, the inventors of the present application have the information on the differential phase image and the small-angle scattered image of the Talbot interferometer and the Talbot-Lau interferometer as the grating (multi-slit 12, first grating). 14 and paying attention to the fact that there is only one direction orthogonal to the slit direction of the second grating 15), the window w used in steps S36 and S37 is not the conventional square but the slit direction of the grating as shown in FIG. If the rectangle extends in the orthogonal direction, the high-frequency component of the signal in the direction orthogonal to the slit direction of the grating including image information can be extracted without dropping, and blur in the direction orthogonal to the slit direction of the grating is reduced. It was found that this can be done (referred to as an improved Fourier transform method). The present invention is characterized in that the direction parallel to the slit direction of the lattice, in which a decrease in spatial resolution is unavoidable in principle, does not originally include image information. A great advantage can be obtained for the imaging of the Fourier transform method using a lattice. (FIG. 26 shows an example in which a rectangular window W is set in A4 of FIG. 21.)
図２７（ａ）に、縞走査法により得られた被写体の再構成画像の一例を示す。図２７（ｂ）に、改良型フーリエ変換法により得られた再構成画像の一例を示す。図２７（ｃ）に、従来のフーリエ変換法により得られた再構成画像の一例を示す。図２７（ａ）〜図２７（ｃ）の再構成画像は、格子のスリット方向を縦にして撮影して得られた微分位相画像である。図２７（ａ）に示すように、縞走査法により得られた画像は、縦方向、横方向ともぼけが小さい。図２７（ｂ）に示すように、改良型フーリエ変換法により得られた画像は、縦方向のみぼけており、横方向にはぼけていない。図２７（ｃ）に示すように、従来のフーリエ変換法により得られた画像では、縦方向、横方向ともぼけている。
なお、図２７（ａ）〜図２７（ｃ）においては、微分位相画像を示しているが、吸収画像、小角散乱画像においても各手法によるぼけの方向は同様である。
FIG. 27A shows an example of a reconstructed image of a subject obtained by the fringe scanning method. FIG. 27B shows an example of a reconstructed image obtained by the improved Fourier transform method. FIG. 27C shows an example of a reconstructed image obtained by a conventional Fourier transform method. The reconstructed images shown in FIGS. 27A to 27C are differential phase images obtained by photographing with the slit direction of the grating being vertical. As shown in FIG. 27A, an image obtained by the fringe scanning method has little blur in both the vertical direction and the horizontal direction. As shown in FIG. 27B, an image obtained by the improved Fourier transform method is blurred only in the vertical direction and not in the horizontal direction. As shown in FIG. 27C, the image obtained by the conventional Fourier transform method is blurred in both the vertical direction and the horizontal direction.
In FIGS. 27A to 27C, differential phase images are shown, but the blur directions by the respective methods are the same in the absorption image and the small-angle scattering image.
このように、改良型フーリエ変換法では格子のスリット方向と平行な方向の信号成分のみがぼけるので、被写体の長手方向が格子のスリット方向と直交する方向となるように配置して１回目の撮影を行った後、被写体と格子との相対角度を９０°回転させて２回目の撮影を行い、１回目と２回目の撮影で得られたモアレ画像を合成すれば、合成画像の周辺部を除く領域では、被写体の縦方向、横方向ともぼけの少ない２次元的な画像を取得することができる（微分位相画像、小角散乱画像の場合）。
２次元格子を用いてフーリエ変換方式で撮影することも可能だが、縦横ともに１次成分が存在するため、切り出す窓ｗは縦横ともに狭い範囲に限定される。そのため空間分解能が大きく低下することを避けられない。一方、本方式によれば、１次元格子を使用して、分解能を大きく低下させずに２次元画像を生成することが可能となる。医用現場の放射線撮影に於いては、一般的に被写体の関心領域を撮影領域の中央部に位置させることが多いので、上記の周辺部の被写体情報欠損も問題なることが無い。また、撮影自体も２回で済むため、被写体の体動影響も抑制可能である。
なお、撮影方向の変更（被写体に対するスリット方向の変更）する際には、縞走査法方式と同様に、マルチスリット１２、第１格子１４及び第２格子１５を同時に９０°回転させる必要がある。
As described above, in the improved Fourier transform method, only the signal component in the direction parallel to the slit direction of the grating is blurred, so the first photographing is performed by arranging the subject so that the longitudinal direction of the subject is perpendicular to the slit direction of the grating. Then, the relative angle between the subject and the grid is rotated by 90 °, the second shooting is performed, and the moiré images obtained by the first shooting and the second shooting are combined to remove the peripheral portion of the combined image. In the region, it is possible to acquire a two-dimensional image with little blur in both the vertical and horizontal directions of the subject (in the case of a differential phase image and a small angle scattered image).
Although it is possible to shoot by a Fourier transform method using a two-dimensional lattice, since the primary component exists in both the vertical and horizontal directions, the window w to be cut out is limited to a narrow range in both the vertical and horizontal directions. Therefore, it is inevitable that the spatial resolution is greatly reduced. On the other hand, according to the present method, it is possible to generate a two-dimensional image using a one-dimensional lattice without greatly reducing the resolution. In radiography at a medical site, since the region of interest of a subject is generally located at the center of the imaging region, the above-described loss of subject information in the peripheral portion does not cause a problem. Further, since the photographing itself only needs to be performed twice, the influence of the subject's body movement can be suppressed.
When changing the shooting direction (changing the slit direction relative to the subject), it is necessary to simultaneously rotate the multi-slit 12, the first grating 14 and the second grating 15 by 90 °, as in the fringe scanning method.
第１格子１４と第２格子１５の相対角度を９０°変化させて１回目と２回目の撮影を行った場合、コントローラ５の制御部５１は、１回目の撮影画像と２回目の撮影画像のそれぞれについて図１８に示すフーリエ変換法による再構成画像作成処理を実行した後、２つの画像の合成を行う。なお、１回目の画像と２回目の画像とで被写体の同じ部分が同じ画素に描画されていない場合（被写体の変形や移動があった場合）は、何れか一方の画像を並行又は回転移動させて両画像の誤差が最も小さくなる位置に位置あわせを行った後、合成を行う。合成方法としては、様々な手法を用いることができる。例えば、１回目の撮影画像の画素をｆ１（ｘ、ｙ）、２回目の撮影画像の画素をｆ２（ｘ、ｙ）、合成画像の画素をｇ（ｘ、ｙ）とし、各画素で以下の計算をして（二乗和の平方根をとって）パワーの平均値をとる。
ｇ（ｘ、ｙ）＝√（ｆ１（ｘ、ｙ）＾２+ｆ２（ｘ、ｙ）＾２）
また、例えば、１回目の撮影画像を赤、２回目の撮影画像を青にする等、カラー表示することとしてもよい。
When the first and second shootings are performed by changing the relative angle of the first grid 14 and the second grid 15 by 90 °, the control unit 51 of the controller 5 determines the first shot image and the second shot image. After executing the reconstructed image creation process by the Fourier transform method shown in FIG. 18 for each, the two images are synthesized. When the same part of the subject is not drawn on the same pixel in the first image and the second image (when the subject is deformed or moved), either one of the images is moved in parallel or rotated. Then, after aligning at the position where the error between the two images becomes the smallest, the composition is performed. Various methods can be used as the synthesis method. For example, the pixel of the first captured image is f1 (x, y), the pixel of the second captured image is f2 (x, y), and the pixel of the composite image is g (x, y). Calculate and take the average power (take the square root of the sum of squares).
g (x, y) = √ (f1 (x, y) ^ 2 + f2 (x, y) ^ 2)
Further, for example, the first captured image may be displayed in red, and the second captured image may be displayed in color.
ところで、図２７（ａ）〜図２７（ｃ）の画像からもわかるように、縞走査法で得られる再構成画像のほうがフーリエ変換法で得られる再構成画像よりも鮮明でぼけが少ない。しかし、縞走査法用の撮影では連続して複数枚の撮影を行うため、撮影時間が検出器の取込時間やX線曝射前後の処理時間、機構動作時間等に応じて長くなり（約１分）、体動が生じやすい。これに対してフーリエ変換法では１回の撮影で１枚の撮影となるので、撮影時間はX線の曝射時間だけに依存し、５秒程度に抑えることができるため、体動抑制効果を期待できる。更に、改良型フーリエ変換法では、空間分解能の劣化小さく抑えられる。よって、例えば、（１）被写体の固定が可能なものは縞走査法、体動を抑制したい場合はフーリエ変換法とする、（２）簡易検査ではフーリエ変換法、より精密な検査となった場合には縞走査法とする、等、両者を併用することにより、目的に応じた画像の取得、及び、より患者の負担や再撮影の少ない撮影を行うことが可能となる。本実施形態においては、第１格子１４及び第２格子１５の相対角度を簡単に調整して縞走査法用の撮影とフーリエ変換法用の撮影を切り替えることができるので、撮影の目的に応じた最適な撮影を行うことが可能となる。 Incidentally, as can be seen from the images in FIGS. 27A to 27C, the reconstructed image obtained by the fringe scanning method is clearer and less blurred than the reconstructed image obtained by the Fourier transform method. However, in the scanning for the fringe scanning method, multiple images are taken continuously, so the imaging time becomes longer depending on the detector capture time, processing time before and after X-ray exposure, mechanism operation time, etc. 1 minute), body movement is likely to occur. On the other hand, in the Fourier transform method, one image is obtained by one image, so the image taking time depends only on the X-ray exposure time and can be suppressed to about 5 seconds. I can expect. Furthermore, the improved Fourier transform method can suppress the degradation of spatial resolution. Therefore, for example, (1) The object that can fix the subject is the fringe scanning method, and the Fourier transform method is used to suppress body movement, and (2) The Fourier transform method is used for the simple inspection, which is a more precise inspection. By using both of them together, such as a fringe scanning method, it is possible to acquire an image according to the purpose and to perform imaging with less burden on the patient and less imaging. In the present embodiment, the relative angle between the first grating 14 and the second grating 15 can be easily adjusted to switch between the imaging for the fringe scanning method and the imaging for the Fourier transform method. Optimal shooting can be performed.
再構成画像の作成が終了すると、コントローラ５の制御部５１においては、図２９、図３１、図３３に示す再構成画像補正処理の何れかが実行される。
上述のように、被写体再構成画像は、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像に基づいて作成される。ここで、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像を同時に撮影することはできないため、それぞれ別個に撮影を行うが、これらの撮影間で撮影条件が変化した場合、被写体再構成画像にアーチファクトが出てしまい、被写体再構成画像のコントラストが悪く見えてしまうことがある。そこで、再構成画像補正処理を行うことで、被写体有りのモアレ画像の撮影時と被写体無しのモアレ画像の撮影時の撮影条件の変化に起因する被写体再構成画像におけるアーチファクトを補正する。
微分位相値は、モアレ画像の位相シフトから計算される（公知文献（Ｄ）参照）。この位相シフトは±πラジアンの範囲で表わされ、微分位相値は位相シフト値に装置固有の定数を乗算したものになる。つまり、微分位相値は、（定数）×±πラジアンの範囲で表わされるが、ここでは簡単のため、微分位相値が±πで表わされていると仮定して記述する（公知文献（Ｄ）：Wataru Yashiro, Yoshihiro Takeda and Atsushi Momose,Efficiency of capturing a phase image using conebeam x-ray Talbot interferometry, Journal of Optical Society of America A,Vol.25, No.8, pp.2025-2039(2008)）。
When the creation of the reconstructed image is completed, the controller 51 of the controller 5 executes any one of the reconstructed image correction processes shown in FIG. 29, FIG. 31, and FIG.
As described above, the subject reconstructed image is created based on the moire image with the subject and the moire image without the subject. Here, since a moiré image with a subject and a moiré image without a subject cannot be photographed simultaneously, photographing is performed separately. However, if the photographing conditions change between these photographing, artifacts are generated in the subject reconstructed image. May appear and the contrast of the subject reconstructed image may appear poor. Therefore, by performing the reconstructed image correction process, artifacts in the reconstructed image of the subject due to the change in the photographing conditions when the moire image with the subject is photographed and when the moire image without the subject is photographed are corrected.
The differential phase value is calculated from the phase shift of the moire image (see the known document (D)). This phase shift is expressed in a range of ± π radians, and the differential phase value is obtained by multiplying the phase shift value by a device-specific constant. That is, the differential phase value is expressed in the range of (constant) × ± π radians, but for the sake of simplicity, the differential phase value is described on the assumption that the differential phase value is expressed by ± π (known document (D ): Wataru Yashiro, Yoshihiro Takeda and Atsushi Momose, Efficiency of capturing a phase image using conebeam x-ray Talbot interferometry, Journal of Optical Society of America A, Vol.25, No.8, pp.2025-2039 (2008)) .
撮影条件の変化としては、例えば、熱等の環境変化や被写体の接触等による格子（マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５）の配置の変化等が挙げられる。本願発明者等の検討によれば、格子配置にずれが生じた場合、被写体再構成画像のうち微分位相画像について、Ｘ線検出器面上の画素配列（ｘ、ｙ）に対して、下記の（式１）で示す一次関数又は（式２）で示す二次関数で表される位相誤差が各画素の信号値に加わることがわかった。そして、微分位相画像の各画素の信号値から下記（式１）又は（式２）により算出された補正値Ｉｃｏｍｐを減算することにより、格子配置の変化に起因するアーチファクトが補正できることを見出した。
一次関数：Ｉｃｏｍｐ＝ａｘ＋ｂｙ＋ｃ（式１）
二次関数：Ｉｃｏｍｐ＝ａｘ＾２＋ｂｘｙ＋ｃｙ＾２＋ｄｘ＋ｅｙ＋ｆ（式２）
Examples of changes in imaging conditions include changes in the arrangement of the grids (multi slit 12, first grid 14, and second grid 15) due to environmental changes such as heat and contact with the subject. According to the study by the inventors of the present application, when a deviation occurs in the lattice arrangement, the differential phase image of the subject reconstructed image is compared with the pixel array (x, y) on the X-ray detector surface as follows. It was found that a phase error represented by a linear function represented by (Expression 1) or a quadratic function represented by (Expression 2) is added to the signal value of each pixel. And it discovered that the artifact resulting from the change of a lattice arrangement | positioning was correctable by subtracting the correction value Icomp calculated by the following (Formula 1) or (Formula 2) from the signal value of each pixel of a differential phase image.
Linear function: Icomp = ax + by + c (Formula 1)
Quadratic function: Icomp = ax ^ 2 + bxy + cy ^ 2 + dx + ey + f (Formula 2)
例えば、格子面の方向（図２８ではｘｙ平面）を維持したまま格子配置がｚ方向にずれると、主に、格子方向（スリット方向）と垂直方向（図２８ではｘ方向）のアーチファクトが発生する。一方、ｚ方向の格子配置を維持したまま格子面（図２８ではｘｙ平面）の角度がｚ軸周り（図２８ではθ方向）に回転すると、主に、格子方向（スリット方向）と平行方向（図２８ではｙ方向）のアーチファクトが発生する。これらの格子配置方向の変化によるアーチファクトは、（式１）の一次関数、（式２）の二次関数のいずれにおいても補正をすることができる。二次関数による補正では、ｚ方向のずれ、ｚ軸周りの回転によるアーチファクトが補正できることは勿論であるが、更に、ｘ軸周りｙ軸周りの回転による誤差やこれらの組合せについても補正することができる。 For example, when the lattice arrangement is shifted in the z direction while maintaining the direction of the lattice plane (xy plane in FIG. 28), artifacts mainly in the lattice direction (slit direction) and the vertical direction (x direction in FIG. 28) occur. . On the other hand, when the angle of the lattice plane (xy plane in FIG. 28) rotates around the z axis (θ direction in FIG. 28) while maintaining the lattice arrangement in the z direction, the direction is mainly parallel to the lattice direction (slit direction) ( In FIG. 28, artifacts in the y direction) occur. These artifacts due to changes in the lattice arrangement direction can be corrected for either the linear function of (Expression 1) or the quadratic function of (Expression 2). The correction by the quadratic function can correct the deviation in the z direction and the artifacts caused by the rotation around the z axis, but it is also possible to correct an error due to the rotation around the x axis and the rotation around the y axis and a combination thereof. it can.
（一次関数による補正）
まず、一次関数による補正について説明する。
図２９は、一次関数による再構成画像補正処理を示すフローチャートである。この処理は、制御部５１と記憶部５５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。
(Correction by linear function)
First, correction using a linear function will be described.
FIG. 29 is a flowchart showing reconstructed image correction processing using a linear function. This process is executed in cooperation with the control unit 51 and the program stored in the storage unit 55.
まず、微分位相画像において、被写体が描画されていない領域から少なくとも３点の測定点（又は領域でもよい）が設定され、その位置座標（ｘ１、ｙ１）〜（ｘ３、ｙ３）、及び信号値Ｉ１〜Ｉ３が取得される（ステップＳ５１）。この３点は、３画素であってもよいし、３領域からそれぞれの近傍で平均値をとるのでもよい。信号値として平均値の場合は、その中心画素の座標を位置座標として用いる。
図３０に示すＤ１は、補正前の微分位相画像における測定点の設定例を示す図である。
測定点（領域）は、例えば、被写体が描画されていない領域を画像解析により判別してその領域内から自動的に設定してもよいし、表示部５３に再構成画像を表示して操作部５２によりユーザが被写体領域を矩形で指定する等、手動で設定することとしてもよい。画像解析により被写体が描画されていない領域を判別して測定点（領域）を設定する場合は、吸収画像及び小角散乱画像の平均が１になる領域を被写体が描画されていない領域として判別することができる。
また、例えば、Ｘ線検出器１６の撮影可能範囲内（Ｘ線照射可能範囲内）に被写体を載置しない領域を予め設定しておくこととしてもよい。
測定点（領域）は、格子配置によるｘ方向及びｙ方向の微分位相変化が測定できるように、図３０のＤ１に示すようにｘ、ｙ方向のそれぞれに直線上に離れた点を含むことが好ましい。
First, in the differential phase image, at least three measurement points (or areas) may be set from the area where the subject is not drawn, the position coordinates (x1, y1) to (x3, y3), and the signal value I1. To I3 are acquired (step S51). These three points may be three pixels or may take an average value in the vicinity of each of the three regions. When the signal value is an average value, the coordinates of the center pixel are used as the position coordinates.
D1 illustrated in FIG. 30 is a diagram illustrating an example of setting measurement points in the differential phase image before correction.
For example, the measurement point (area) may be determined by image analysis to determine an area where the subject is not drawn and automatically set from within the area, or the reconstructed image may be displayed on the display unit 53 and the operation unit The user may manually set the object area by using a rectangle or the like. When discriminating an area where an object is not drawn by image analysis and setting a measurement point (area), an area where the average of the absorption image and the small-angle scattered image is 1 is discriminated as an area where no subject is drawn. Can do.
Further, for example, an area in which the subject is not placed may be set in advance within the radiographable range (X-ray irradiation possible range) of the X-ray detector 16.
The measurement points (regions) include points separated on a straight line in each of the x and y directions as indicated by D1 in FIG. 30 so that differential phase changes in the x and y directions due to the lattice arrangement can be measured. preferable.
なお、微分位相画像内に不連続点（図３２のＤ１１参照）が生じている場合は、基本的には不連続点を含まない領域内で測定点（領域）を設定する。しかし、不連続点をまたいで存在する被写体が描画されていない領域でも、画像上に基準位置を設け、その点と上記被写体が描出されていない領域を結ぶ曲線上の不連続点で微分位相が＋πから−πへ変化する場合には設定領域の画素の信号値に＋２π、不連続点で微分位相が−πから＋πへ変化する場合は設定領域の画素の信号値に−２πを加算したものを補正関数導出時の信号値とすることにより測定点（領域）として用いることができる。ここで、微分位相画像には誤差である成分（Ｉｃｏｍｐ）が含まれているため、微分位相画像内の画素の信号値は本来−π＋Ｉｃｏｍｐ≦信号値≦π＋Ｉｃｏｍｐに分布するはずであるが、信号値のとり得る範囲は−π≦信号値≦πに限られる。そのため、絶対値がπを超える信号値は２ｎπ間隔で折り返されて表現され、位相が不連続となる。このように、±(２ｎ+１)πで折り返されて表現され、位相が不連続となっている画素を不連続点と呼ぶ。 When discontinuous points (see D11 in FIG. 32) are generated in the differential phase image, basically, measurement points (regions) are set within a region not including the discontinuous points. However, even in a region where a subject existing across a discontinuous point is not drawn, a reference position is set on the image, and a differential phase is generated at a discontinuous point on a curve connecting that point and the region where the subject is not drawn. When changing from + π to −π, the signal value of the pixel in the setting area is + 2π, and when the differential phase changes from −π to + π at the discontinuous point, −2π is added to the signal value of the pixel in the setting area Can be used as a measurement point (region) by using the signal value when deriving the correction function. Here, since the differential phase image includes an error component (Icomp), the signal values of the pixels in the differential phase image should originally be distributed in −π + Icomp ≦ signal value ≦ π + Icomp. The range that can be taken is limited to −π ≦ signal value ≦ π. Therefore, a signal value whose absolute value exceeds π is expressed by being folded back at intervals of 2nπ, and the phase becomes discontinuous. In this way, a pixel expressed by being folded back by ± (2n + 1) π and having a discontinuous phase is called a discontinuous point.
次いで、測定点の位置座標及び信号値に基づいて、下記の（式３）により一次関数の係数ａ、ｂ、ｃが算出されることにより、一次の補正関数Ｉｃｏｍｐ＝ａｘ＋ｂｙ＋ｃが算出される（ステップＳ５２）。
次いで、微分位相画像の各画素の信号値Ｉについて、補正値Ｉｃｏｍｐ＝ａｘ＋ｂｙ＋ｃが計算され、各画素の信号値ＩからＩｃｏｍｐが減算される。ただし、（２ｎ-１）π＜Ｉｃｏｍｐ＜（２ｎ+１）π（ｎ≠０）である場合、（式４）により補正値Ｉｃｏｍｐ２が算出され、各画素の信号値Ｉから補正値Ｉｃｏｍｐ２が減算される（ステップＳ５３）。
Ｉｃｏｍｐ２＝Ｉｃｏｍｐ−２ｎπ（式４）
Next, a correction value Icomp = ax + by + c is calculated for the signal value I of each pixel of the differential phase image, and Icomp is subtracted from the signal value I of each pixel. However, when (2n−1) π <Icomp <(2n + 1) π (n ≠ 0), the correction value Icomp2 is calculated by (Equation 4), and the correction value Icomp2 is subtracted from the signal value I of each pixel. (Step S53).
Icomp2 = Icomp-2nπ (Formula 4)
次いで、補正済みの微分位相画像の各画素の信号値Ｉについて、Ｉ＞πの場合は２π、Ｉ≦−πの場合は−２πの減算が行われ、信号値が±πの範囲内に収まるように補正され（ステップＳ５４）、一次関数による再構成画像補正処理は終了する。 Next, the signal value I of each pixel of the corrected differential phase image is subtracted by 2π when I> π, and −2π when I ≦ −π, and the signal value falls within the range of ± π. (Step S54), and the reconstructed image correction process using the linear function ends.
図３０のＤ２に、図３０のＤ１に示す微分位相画像を上記処理により補正した補正結果を示す。図３０のＤ１に示す画像ではｙ軸方向の上部と下部とで明るさが不均一な画像となっていたが、図３０のＤ２に示す画像では明るさが均一となるように補正されている。その結果、全体的にコントラストがはっきりした画像となっている。 D2 in FIG. 30 shows a correction result obtained by correcting the differential phase image shown in D1 in FIG. 30 by the above processing. In the image shown in D1 of FIG. 30, the brightness is uneven at the upper and lower parts in the y-axis direction, but the image shown in D2 of FIG. 30 is corrected so that the brightness is uniform. . As a result, the image has a clear contrast as a whole.
なお、図２９に示すフローチャートでは、３点の測定点（領域）をとる場合を例にとり説明したが、３点以上の測定点（領域）をとって最小二乗法により一次関数の係数ａ、ｂ、ｃを算出することとしてもよい。 In the flowchart shown in FIG. 29, the case where three measurement points (areas) are taken has been described as an example, but the coefficients a and b of the linear function are obtained by the least square method taking three or more measurement points (areas). , C may be calculated.
（二次関数による補正）
次に、二次関数による補正について説明する。
図３１は、二次関数による再構成画像補正処理を示すフローチャートである。この処理は、制御部５１と記憶部５５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。
(Correction by quadratic function)
Next, correction using a quadratic function will be described.
FIG. 31 is a flowchart showing reconstructed image correction processing using a quadratic function. This process is executed in cooperation with the control unit 51 and the program stored in the storage unit 55.
まず、微分位相画像において、被写体が描画されていない領域から少なくとも６点（領域）の測定点（領域）が設定される（ステップＳ６１）。
測定点（領域）の設定については、一次関数による再構成画像補正処理において説明したものと同様であるので説明を援用する。
なお、測定点（領域）は、図３２のＤ１１に示す矩形のように、被写体及び不連続点を含まない領域で設定する。
First, in the differential phase image, at least six measurement points (regions) are set from the region where the subject is not drawn (step S61).
The setting of the measurement point (area) is the same as that described in the reconstructed image correction process using a linear function, and thus the description is used.
Note that the measurement points (areas) are set in an area that does not include the subject and the discontinuous points, such as a rectangle indicated by D11 in FIG.
次いで、測定点（領域）の位置座標及び信号値に基づいて、二次関数の係数ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆが算出されることにより、二次の補正関数Ｉｃｏｍｐ＝ａｘ＾２＋ｂｘｙ＋ｃｙ＾２+ｄｘ＋ｅｙ＋ｆが算出される（ステップＳ６２）。二次関数の係数ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆは、６以上の測定点（領域）から、これらの測定点（領域）の値を最も再現する二次の補正関数の係数を最小二乗法を用いて算出することにより求めることができる。 Next, the quadratic function coefficients a, b, c, d, e, and f are calculated based on the position coordinates and signal values of the measurement points (areas), so that the quadratic correction function Icomp = ax ^ 2 + bxy + cy. ^ 2 + dx + ey + f is calculated (step S62). The quadratic function coefficients a, b, c, d, e, and f are the smallest correction function coefficients that most reproduce the values of these measurement points (regions) from six or more measurement points (regions). It can obtain | require by calculating using a square method.
次いで、微分位相画像の各画素の信号値について、補正値Ｉｃｏｍｐ＝ａｘ＾２＋ｂｘｙ＋ｃｙ＾２＋ｄｘ＋ｅｙ＋ｆが計算され、各画素の信号値ＩからＩｃｏｍｐが減算される。ただし、（２ｎ-１）π＜Ｉｃｏｍｐ＜（２ｎ+１）π（ｎ≠０）である場合、上記（式４）により補正値Ｉｃｏｍｐ２が算出され、各画素の信号値Ｉから補正値Ｉｃｏｍｐ２が減算される（ステップＳ６３）。
図３２のＤ１２に、図３２のＤ１１に示す微分位相画像にステップＳ６３の減算処理を施した結果を示す。図３２のＤ１２に示すように、Ｉｃｏｍｐの減算処理を行った結果、画像全体の明るさが略均一に補正され、全体的にコントラストがはっきりした画像となっている。また、不連続点の大部分の信号値が−π≦信号値≦πの間に収まり、Ｄ１において認識できなかった被写体が認識できるようになっている。
Next, a correction value Icomp = ax ^ 2 + bxy + cy ^ 2 + dx + ey + f is calculated for the signal value of each pixel of the differential phase image, and Icomp is subtracted from the signal value I of each pixel. However, when (2n−1) π <Icomp <(2n + 1) π (n ≠ 0), the correction value Icomp2 is calculated by the above (formula 4), and the correction value Icomp2 is calculated from the signal value I of each pixel. Subtraction is performed (step S63).
D12 in FIG. 32 shows the result of performing the subtraction process in step S63 on the differential phase image shown in D11 in FIG. As shown in D12 of FIG. 32, as a result of performing the Icomp subtraction process, the brightness of the entire image is corrected to be substantially uniform, and the overall contrast is clear. In addition, most of the signal values of the discontinuous points fall within −π ≦ signal value ≦ π, so that a subject that could not be recognized in D1 can be recognized.
次いで、補正済みの微分位相画像の各画素の信号値Ｉについて、Ｉ＞πの場合は２π、Ｉ≦−πの場合は−２πの減算が行われ、信号値Ｉが±πの範囲内に収まるように補正され（ステップＳ６４）、二次関数による再構成画像補正処理は終了する。図３２のＤ１３に、図３２のＤ１２に示す減算処理済みの微分位相画像に対して更にステップＳ６４の信号値の範囲の補正処理を行った結果を示す。ステップＳ６４の処理の結果、全ての画素の信号値が±πの範囲内に収まるため、格子配置のずれによるアーチファクトをほぼ取り除くことができる。 Next, the signal value I of each pixel of the corrected differential phase image is subtracted by 2π when I> π, and −2π when I ≦ −π, so that the signal value I falls within the range of ± π. The image is corrected so that it falls within the range (step S64), and the reconstructed image correction process using the quadratic function is completed. D13 in FIG. 32 shows the result of further performing the signal value range correction processing in step S64 on the differential phase image subjected to the subtraction processing shown in D12 in FIG. As a result of the processing in step S64, the signal values of all the pixels fall within the range of ± π, and therefore artifacts due to the shift of the lattice arrangement can be almost eliminated.
（定数による補正）
格子が格子配列方向（ｘ方向）にずれる、即ち、格子の周期の原点がずれると、微分位相値（信号値）の本来０であるべきところが０でなくなるという事態が起こる。そうすると、図３４のＤ２１に示すように微分位相画像の信号値全体がシフトしてしまい、診断に全く使用できない画像となる。このｘ方向の格子配置のずれによる影響の補正は、図２９、図３１に示す一次関数及び二次関数を用いた補正処理で補正することができるが、ｘ方向の格子配置のずれによる影響の補正であれば、測定領域の中心値又は平均値をゼロへ移動するよう信号値全体を定数で補正する処理が有効であることを本件発明者等は見出した。
(Correction with constants)
If the grating is shifted in the grating arrangement direction (x direction), that is, the origin of the period of the grating is deviated, a situation occurs where the differential phase value (signal value), which should originally be 0, is not 0. If it does so, as shown to D21 of FIG. 34, the whole signal value of a differential phase image will shift, and it will become an image which cannot be used for a diagnosis at all. The correction of the influence due to the deviation of the lattice arrangement in the x direction can be corrected by the correction processing using the linear function and the quadratic function shown in FIGS. 29 and 31. The present inventors have found that a process of correcting the entire signal value with a constant so as to shift the center value or average value of the measurement region to zero is effective.
図３３に、定数による再構成画像補正処理のフローチャートを示す。この処理は、制御部５１と記憶部５５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。
まず、図３４のＤ２１に示すように、位相のずれを測定するための測定領域が設定される（ステップＳ７１）。測定領域は、被写体が描画されている領域であっても被写体が描画されていない領域であってもよい。また、予め定められた領域を自動的に測定領域として設定してもよいし、ユーザが操作部５２により手動で設定することとしてもよい。
FIG. 33 shows a flowchart of reconstruction image correction processing using constants. This process is executed in cooperation with the control unit 51 and the program stored in the storage unit 55.
First, as shown in D21 of FIG. 34, a measurement region for measuring a phase shift is set (step S71). The measurement area may be an area where the subject is drawn or an area where the subject is not drawn. Further, a predetermined area may be automatically set as a measurement area, or may be manually set by the user using the operation unit 52.
次いで、測定領域の画素の信号値のヒストグラムが作成される（ステップＳ７２）。図３５に、ステップＳ７２において作成されるヒストグラムの一例を示す。図３５の波形Ｗ１１が、図３４のＲ１に示す領域のヒストグラムである。図３５に示すように、図３４のＲ３に代表される画像Ｄ２１では、信号値である微分位相値が全体的に約０．９πほどずれている。 Next, a histogram of signal values of pixels in the measurement area is created (step S72). FIG. 35 shows an example of the histogram created in step S72. A waveform W11 in FIG. 35 is a histogram of a region indicated by R1 in FIG. As shown in FIG. 35, in the image D21 represented by R3 in FIG. 34, the differential phase value that is a signal value is shifted by about 0.9π as a whole.
次いで、微分位相画像の各画素（ｘ、ｙ）の信号値から補正値Ｉｃｏｍｐが減算される（ステップＳ７３）。ここでは、Ｉｃｏｍｐは以下の（式５）により求めることができる。
Ｉｃｏｍｐ＝ヒストグラム中心値 （式５）
図３４のＤ２２に、図３４のＤ２１に示す微分位相画像にステップＳ７３の減算処理を施した結果を示す。ステップＳ７３の処理により、図３５においてＷ１１で示すヒストグラムをＷ１２に示すヒストグラムにずらすことができる。その結果、図３４のＤ２２に示すように、画像の明るさを全体的にシフトさせることができる。
Next, the correction value Icomp is subtracted from the signal value of each pixel (x, y) of the differential phase image (step S73). Here, Icomp can be obtained by the following (formula 5).
Icomp = histogram center value (Formula 5)
D22 in FIG. 34 shows the result of performing the subtraction process in step S73 on the differential phase image shown in D21 in FIG. By the processing in step S73, the histogram indicated by W11 in FIG. 35 can be shifted to the histogram indicated by W12. As a result, the brightness of the image can be shifted as a whole as indicated by D22 in FIG.
次いで、補正済みの微分位相画像の各画素の信号値Ｉについて、Ｉ＞πの場合は２π、Ｉ≦-πの場合は−２πの減算が行われ、信号値Ｉが±πの範囲内に収まるように補正され（ステップＳ７４）、定数による再構成画像補正処理は終了する。図３４のＤ２３に、図３４のＤ２２に示す減算処理済みの微分位相画像に対して更にステップＳ７４の処理を行った結果を示す。ステップＳ７４の処理の結果、全ての画素の信号値が±πの範囲内に収まるため、格子配置のｘ方向のずれによるアーチファクトをほぼ取り除くことができる。
なお上記処理は、微分位相値が±πの範囲で表わされる場合について記述しているが、０から２πで表わされる場合についても同様に考えることが可能である。
Next, the signal value I of each pixel of the corrected differential phase image is subtracted by 2π when I> π, and −2π when I ≦ −π, and the signal value I falls within the range of ± π. The image is corrected so as to fall within the range (step S74), and the reconstructed image correction process using the constants ends. D23 of FIG. 34 shows the result of further performing the process of step S74 on the differential phase image subjected to the subtraction process shown in D22 of FIG. As a result of the processing in step S74, the signal values of all the pixels fall within the range of ± π, so that artifacts due to the shift of the lattice arrangement in the x direction can be almost eliminated.
Note that the above processing describes the case where the differential phase value is expressed in a range of ± π, but the case where the differential phase value is expressed by 0 to 2π can be considered in the same manner.
上述の「一次関数による再構成画像補正処理」、「二次関数による再構成画像補正処理」「定数による再構成画像補正処理」何れを行うかは、格子配置が変化する方向の頻度や処理時間等に応じて操作部５２によりユーザが選択することができるようにすることが好ましい。 Whether to perform the above-described “reconstructed image correction process using a linear function”, “reconstructed image correction process using a quadratic function”, or “reconstructed image correction process using a constant” depends on the frequency of the direction in which the lattice arrangement changes and the processing time. It is preferable that the user can select the operation unit 52 according to the above.
以上説明したように、Ｘ線撮影システムによれば、Ｘ線撮影装置１において撮影された被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像に基づいてコントローラ５において作成された被写体再構成画像に対して、被写体有りのモアレ画像を撮影したときと被写体無しのモアレ画像を撮影したときの撮影条件の差異に起因するアーチファクトの補正を行う。 As described above, according to the X-ray imaging system, the subject reconstructed image created in the controller 5 based on the moiré image with the subject and the moiré image without the subject captured by the X-ray imaging apparatus 1 is used. Artifacts caused by a difference in photographing conditions between when a moire image with a subject is photographed and when a moire image without a subject is photographed are corrected.
従って、被写体有りの撮影と被写体無しの撮影との間で、撮影条件、例えば、格子配置が変化したことにより生じる画質の低下を抑制し、診断に良好な被写体再構成画像を提供することが可能となる。 Therefore, it is possible to suppress deterioration in image quality caused by a change in shooting conditions, for example, the grid layout between shooting with a subject and shooting without a subject, and provide a subject reconstructed image that is favorable for diagnosis. It becomes.
なお、上記実施形態は本発明の好適な一例であり、これに限定されない。
例えば、上記第１及び第２の実施形態では、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６をこの順に配置（以下、第１の配置と呼ぶ）したが、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、第１格子１４、被写体台１３、第２格子１５、Ｘ線検出器１６の配置（以下、第２の配置と呼ぶ）としても、第１格子１４及び第２格子１５は固定のまま、マルチスリット１２の移動により、再構成画像を得ることが可能である。
第２の配置においては、被写体の厚み分だけ、被写体中心と第１格子１４は離れることになり、上記の実施形態に比べ感度の点でやや劣ることになるが、一方で、被写体への被曝線量低減を考慮すると、当該配置の方が第１格子１４でのＸ線吸収分だけＸ線を有効に活用していることになる。
また、被写***置での実効的な空間分解能は、Ｘ線の焦点径、検出器の空間分解能、被写体の拡大率、被写体の厚さ等に依存するが、上記実施形態に於ける検出器の空間分解能が１２０μm（ガウスの半値幅）以下の場合には、第１の配置よりも第２の配置の方が実効的な空間分解能は小さくなる。
感度、空間分解能、及び、第１格子１４でのＸ線吸収量等を考慮して、第１格子１４、被写体台１３の配置順をきめることが好ましい。
In addition, the said embodiment is a suitable example of this invention, and is not limited to this.
For example, in the first and second embodiments, the X-ray source 11, the multi slit 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 are arranged in this order (hereinafter referred to as the first However, the arrangement of the X-ray source 11, the multi slit 12, the first grating 14, the subject table 13, the second grating 15, and the X-ray detector 16 (hereinafter referred to as the second arrangement) is also possible. The reconstructed image can be obtained by moving the multi slit 12 while the first grating 14 and the second grating 15 are fixed.
In the second arrangement, the subject center and the first grid 14 are separated from each other by the thickness of the subject, which is slightly inferior in sensitivity compared to the above-described embodiment. In consideration of dose reduction, the arrangement effectively uses X-rays by the amount of X-ray absorption in the first grating 14.
In addition, the effective spatial resolution at the subject position depends on the X-ray focal spot diameter, the spatial resolution of the detector, the magnification of the subject, the thickness of the subject, and the like. When the resolution is 120 μm (Gauss half width) or less, the effective spatial resolution is smaller in the second arrangement than in the first arrangement.
It is preferable to determine the arrangement order of the first grating 14 and the object table 13 in consideration of sensitivity, spatial resolution, X-ray absorption amount in the first grating 14, and the like.
また、上記実施形態においては、Ｘ線撮影装置１を、マルチスリット１２を有し、マルチスリット１２を第１格子１４及び第２格子１５に対して相対的に移動させることで縞走査法用の複数のモアレ画像を生成するタルボ・ロー干渉計の構成とした例を説明したが、第１格子１４と第２格子１５とを一定周期間隔で相対移動させ、一定周期間隔での移動毎にＸ線源により照射されたＸ線に応じて放射線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返すことで縞走査法用の複数のモアレ画像を生成するタルボ干渉計としてもよい。そして、タルボ干渉計で生成された複数のモアレ画像を再構成することにより得られる微分位相画像を補正することとしてもよい。
また、上記実施の形態においては、Ｘ線撮影装置１を、縞走査方式とフーリエ変換方式（改良型含む）の両方式が可能な装置として説明したが、これに限定されるものでは無く、縞走査方式専用の撮影装置としてもよいし、フーリエ変換方式（改良型含む）専用の装置を用いても良い。
また、Ｘ線撮影装置１は、例えば、国際公開ＷＯ２０１０／０５０４８３号に記載のように、第１格子１４及び第２格子１５を２次元格子としたフーリエ変換方式専用の撮影装置としてもよいし、更に焦点位置近傍にマルチ格子（２次元格子）を併用したフーリエ変換方式専用の撮影装置を用いる構成としてもよい。
このように、撮影条件に起因する被写体再構成画像の補正は、撮影装置がタルボ干渉計、タルボ・ロー干渉計、フーリエ変換法式専用の撮影装置の何れにおいても適用することができる。また、撮影装置は一次元格子、二次元格子の何れを用いるものにおいても適用することができる。
In the above embodiment, the X-ray imaging apparatus 1 has the multi-slit 12, and the multi-slit 12 is moved relative to the first grating 14 and the second grating 15 for the fringe scanning method. In the example of the Talbot-Lau interferometer configured to generate a plurality of moire images, the first grating 14 and the second grating 15 are moved relative to each other at regular intervals, and each time the movement is performed at regular intervals, X A Talbot interferometer that generates a plurality of moire images for the fringe scanning method by repeating a process in which the radiation detector reads an image signal in accordance with the X-rays emitted from the radiation source may be used. Then, a differential phase image obtained by reconstructing a plurality of moire images generated by the Talbot interferometer may be corrected.
In the above embodiment, the X-ray imaging apparatus 1 has been described as an apparatus capable of both the fringe scanning method and the Fourier transform method (including the improved type). However, the present invention is not limited to this. An imaging device dedicated to the scanning method may be used, or a device dedicated to the Fourier transform method (including the improved type) may be used.
Further, the X-ray imaging apparatus 1 may be, for example, an imaging apparatus dedicated to the Fourier transform method in which the first grating 14 and the second grating 15 are two-dimensional gratings as described in International Publication WO 2010/050484, Furthermore, it may be configured to use an imaging apparatus dedicated to the Fourier transform method that uses a multi-grating (two-dimensional grating) in the vicinity of the focal position.
As described above, the correction of the subject reconstructed image caused by the imaging condition can be applied to any of the Talbot interferometer, the Talbot-Lau interferometer, and the imaging apparatus dedicated to the Fourier transform method. Further, the photographing apparatus can be applied to any one using a one-dimensional lattice or a two-dimensional lattice.
また、被写体有りの撮影と、被写体無しの撮影の順序は、上記実施形態に限定されず、何れを先としてもよい。被写体有りの再構成画像の作成と、被写体無しの再構成画像の作成の順序についても同様である。 Further, the order of shooting with a subject and shooting without a subject is not limited to the above-described embodiment, and either may be used first. The same applies to the order of creating a reconstructed image with a subject and creating a reconstructed image without a subject.
また、Ｘ線検出器１６として、バッテリを内蔵し、無線により画像信号を本体部１８に出力するケーブルレスのカセッテタイプＦＰＤを用いてもよい。カセッテタイプＦＰＤによれば、本体部１８に接続するケーブル類を排除することができ、Ｘ線検出器１６周辺の更なる小スペース化を図ることができる。小スペース化によって被写体の足下を広く構成し、より患者が接触し難い構成とすることができる。 Further, as the X-ray detector 16, a cableless cassette type FPD that incorporates a battery and outputs an image signal to the main body 18 by radio may be used. According to the cassette type FPD, cables connected to the main body 18 can be eliminated, and a further space around the X-ray detector 16 can be reduced. By reducing the space, the subject's feet can be configured wider, and the patient can be more difficult to touch.
また、被写体台１３は患者との接触により振動を伝えやすい。よって、被写体台１３を高精度な位置関係が求められるマルチスリット、第１格子１４、第２格子１５等が含まれる保持部１７と切り離し、別の保持部に保持することとしてもよい。図３６は被写体台１３を別の保持部１３ｂにより保持したときの側面図、図３７は平面図である。このように被写体台１３を第１格子１４、第２格子１５等から離間させて別体構成とすることにより、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の位置関係に及ぶ影響をできるだけ減らし、当該位置関係の維持を図ることができる。 Further, the subject table 13 easily transmits vibrations due to contact with the patient. Therefore, the subject table 13 may be separated from the holding unit 17 including the multi slit, the first grating 14, the second grating 15, and the like that require a highly accurate positional relationship, and may be held in another holding unit. 36 is a side view when the subject table 13 is held by another holding portion 13b, and FIG. 37 is a plan view. In this way, by separating the subject table 13 from the first grating 14 and the second grating 15 and so on to have a separate structure, the influence on the positional relationship among the multi slit 12, the first grating 14 and the second grating 15 can be affected as much as possible. It is possible to reduce and maintain the positional relationship.
被写体台１３を別体構成とした場合、図３６及び図３７に示すように、被写体台１３をｚ方向に移動させる駆動部１３ａを保持部１３ｂに設ける。これにより、被写体の高さに合わせて、被写体台１３の位置を調整することができる。被写体台１３には患者の体重等の負荷がかかるが、被写体台１３を保持部１７と別体とすることにより、昇降する保持部１７にかかる負荷を除去することができる。負荷に耐えるために保持部１７を強化する必要がなく、コストを低減することができる。 When the subject table 13 has a separate configuration, as shown in FIGS. 36 and 37, a driving unit 13a that moves the subject table 13 in the z direction is provided in the holding unit 13b. Thereby, the position of the subject table 13 can be adjusted according to the height of the subject. Although a load such as the weight of the patient is applied to the subject table 13, the load applied to the holding unit 17 that moves up and down can be removed by making the subject table 13 separate from the holding unit 17. There is no need to reinforce the holding portion 17 to withstand the load, and the cost can be reduced.
また、上記実施形態では、縞走査法用の撮影において、各ステップの撮影毎にマルチスリット１２の移動と停止を繰り返す例を説明した。しかし、駆動部１２２の構成によっては、移動と停止を繰り返すことにより制御量と実際の移動量との誤差が累積拡大し、一定間隔毎のモアレ画像が得難いことが想定される場合には、連続的にマルチスリット１２を移動させながら複数回の撮影を行う連続撮影方式が好ましい。曝射スイッチがＯＮされると、マルチスリット１２の移動を開始し、起動時の不安定移動領域を越え、安定移動領域に達した後、更に、マルチスリットを連続的に移動させて、所定量（例えば４．５６（μｍ））移動する毎にＸ線のパルス照射と画像信号の読み取りを繰り返す。 Further, in the above-described embodiment, an example in which the movement and stop of the multi-slit 12 are repeated for each step of photographing in the fringe scanning method has been described. However, depending on the configuration of the drive unit 122, if the error between the control amount and the actual movement amount is cumulatively expanded by repeating the movement and the stop, it is assumed that it is difficult to obtain a moire image at regular intervals. In particular, a continuous shooting method in which shooting is performed a plurality of times while moving the multi slit 12 is preferable. When the exposure switch is turned on, the multi-slit 12 starts to move, exceeds the unstable movement area at the time of activation, reaches the stable movement area, and further moves the multi-slit continuously to a predetermined amount. (For example, 4.56 (μm)) X-ray pulse irradiation and reading of an image signal are repeated each time it moves.
連続撮影方式におけるＸ線源１１にはパルス照射可能なＸ線管を用いることが好ましい。
また、Ｘ線検出器１６としては、対応できるフレームレート（単位時間あたり撮影可能な回数）が大きく、動画撮影が可能なＦＰＤが好ましい。数百ｍ秒〜数秒の間に５回以上の撮影を行うことを想定すると、少なくとも１０フレーム／秒のフレームレートが必要であり、好ましくは２０フレーム／秒以上のフレームレートである。
It is preferable to use an X-ray tube capable of pulse irradiation as the X-ray source 11 in the continuous imaging system.
Further, the X-ray detector 16 is preferably an FPD that can handle a large frame rate (number of times that imaging can be performed per unit time) and that can capture moving images. Assuming that shooting is performed five times or more in several hundred milliseconds to several seconds, a frame rate of at least 10 frames / second is necessary, and a frame rate of 20 frames / second or more is preferable.
連続撮影方式の場合、各ステップの前後でさらに予備撮影を行うこととしてもよい。
駆動部１２２が理想的な送り精度によりマルチスリット１２を一定の送り量、つまり一定の移動速度で移動できた場合、図１７に示すように各ステップのモアレ画像によりサインカーブを形成することができる。しかし、経年変化や駆動部１２２の起動時の慣性影響、グリスの粘性影響等によって送り量にずれが生じると、一定周期間隔のモアレ画像が得られない。例えば、図１７に示すように、３ステップのモアレ画像は本来０．４周期に該当するが、３ステップのときの駆動部１２２の送り量がずれると、０．４周期前後のモアレ画像が得られる。
In the case of the continuous shooting method, preliminary shooting may be further performed before and after each step.
When the drive unit 122 can move the multi-slit 12 at a constant feed amount, that is, a constant moving speed with an ideal feed accuracy, a sine curve can be formed by a moire image at each step as shown in FIG. . However, if the feed amount is deviated due to aging, the inertial effect at the time of starting the driving unit 122, the viscous effect of grease, or the like, a moire image with a constant periodic interval cannot be obtained. For example, as shown in FIG. 17, a three-step moire image originally corresponds to 0.4 cycles, but if the feed amount of the drive unit 122 at three steps is shifted, a moire image of around 0.4 cycles is obtained. It is done.
このように各ステップのモアレ画像の周期がばらつくと、正確な位相が計算できず、再構成画像において被写体像を正確に再現できない。そこで、例えば各撮影時間±０．１秒の撮影時間で撮影を行う予備撮影を加えて合計１５回の撮影を行う。これにより、各ステップにつきそれぞれ３枚のモアレ画像が得られるので、そのうちＸ線相対強度のサインカーブに最も近いモアレ画像を選択して用いる。これにより、駆動部１２２の送り量に誤差が生じたとしても、再構成画像の再現性の向上を図ることができる。 As described above, when the period of the moire image at each step varies, an accurate phase cannot be calculated, and the subject image cannot be accurately reproduced in the reconstructed image. Therefore, for example, a total of 15 shootings are performed by adding a preliminary shooting in which each shooting time is ± 0.1 seconds. As a result, three moire images are obtained for each step, and the moire image closest to the sine curve of the X-ray relative intensity is selected and used. Thereby, even if an error occurs in the feed amount of the drive unit 122, the reproducibility of the reconstructed image can be improved.
予備撮影する調整時間として上記に挙げた±０．１秒は例示であり、調整時間はテスト撮影によって適宜決定すればよい。例えば、Ｘ線撮影装置１の設置時に、各ステップの撮影の前後で、±０．１秒、±０．２秒等、予備撮影時の調整時間を変えてテスト撮影を行い、最もサインカーブに一致しやすい調整時間を求めることとしてもよい。これにより、駆動部１２２の機器特性によって必要な調整時間が異なる場合にも対応することができる。 The above-described ± 0.1 second as an adjustment time for preliminary shooting is an example, and the adjustment time may be appropriately determined by test shooting. For example, when the X-ray imaging apparatus 1 is installed, test imaging is performed by changing the adjustment time at the time of preliminary imaging, such as ± 0.1 seconds, ± 0.2 seconds, etc. before and after the imaging at each step. It is good also as calculating | requiring the adjustment time which is easy to correspond. Thereby, it is possible to cope with the case where the necessary adjustment time differs depending on the device characteristics of the drive unit 122.
また、被写体無しの一連（５ステップ）の撮影のみを定期的に実施し、これらの各画像が前述するサインカーブにうまく合致するか否かを判断し、サインカーブからずれていると判断された場合には、装置メンテナンス必要性をコントローラ上で告知し、精密減速系等のメンテナンスを行わしめるものとすれば、高精細な診断用再構成画像を維持することが可能となる。 In addition, only a series (5 steps) of shooting without a subject is periodically performed, and it is determined whether each of these images is well matched with the sine curve described above. In this case, if the necessity of apparatus maintenance is notified on the controller and maintenance such as a precision deceleration system is performed, a high-definition reconstructed image for diagnosis can be maintained.
また、Ｘ線撮影装置１の製品化にあたっては、被写体有りの撮影時と被写体無しの撮影時における格子配置の変化を抑制するため、下記の構成とすることが好ましい。
例えば、図３８に示すように、マルチスリット１２を含むユニット（マルチ格子ユニット１２０）覆う第１のカバーユニット２１、第１格子１４を含むユニット（第１格子ユニットＵ１）及び第２格子１５を含むユニット（第２格子ユニットＵ２）を覆う第２のカバーユニットが取り付けられた構成とすることが好ましい。
Further, when the X-ray imaging apparatus 1 is commercialized, it is preferable to adopt the following configuration in order to suppress a change in the lattice arrangement during imaging with and without a subject.
For example, as shown in FIG. 38, a first cover unit 21 that covers a unit (multi-grid unit 120) that includes a multi-slit 12, a unit (first lattice unit U1) that includes a first lattice 14, and a second lattice 15 are included. It is preferable that a second cover unit that covers the unit (second lattice unit U2) is attached.
図３８は、第１格子ユニットＵ１、第２格子ユニットＵ２の周囲に設けられている第２のカバーユニット２２を分解した状態を示す斜視図である。
図３８に示すように、第２のカバーユニット２２は、第１格子ユニットＵ１、第２格子ユニットＵ２を前面側から覆うように配置される前面カバー部材２２１と、第１格子ユニットＵ１の上方を覆う上部カバー部材２２２と、第１格子ユニットＵ１、第２格子ユニットＵ２の両側部に配置される側面カバー部材２２３とを備えている。第２のカバーユニットを構成する前面カバー部材２２１、上部カバー部材２２２、側面カバー部材２２３は、例えば金属板をプレス加工等することにより形成される。
上部カバー部材２２２は、中央部が切り欠かれた上面視コ字状の部材であり、被写体台１３に載置される被写体、第１格子１４及び第２格子１５の上を上部カバー部材２２２の上面が覆わないようになっている。
第２のカバーユニット２２を取り付ける際は、側面カバー部材２２３を第１格子ユニットＵ１及び第２格子ユニットＵ２の両側部を覆うように基台部１９をそれぞれ固定し、前面カバー部材２２１を第１格子ユニットＵ１及び第２格子ユニットＵ２を前面側から覆うように位置を合わせて側面カバー部材２２３の前面側端部にねじ止め固定する。さらに、上方から上部カバー部材２２２を被せて、基台部１９、側面カバー部材２２３及び前面カバー部材２２１とそれぞれねじ止め固定する。
なお、第２のカバーユニット２２は、第１格子ユニットＵ１、第２格子ユニットＵ２に対する外部からの影響を遮断できるものであればよく、その材料や形状、構成、固定手法等はここに例示したものに限定されない。また、当該第２のカバーユニット２２の少なくとも内面側には断熱部材が設けられていることが好ましい。
FIG. 38 is a perspective view showing a state in which the second cover unit 22 provided around the first grid unit U1 and the second grid unit U2 is disassembled.
As shown in FIG. 38, the second cover unit 22 includes a front cover member 221 disposed so as to cover the first lattice unit U1 and the second lattice unit U2 from the front side, and an upper portion of the first lattice unit U1. The upper cover member 222 to cover and the side surface cover member 223 arrange | positioned at the both sides of the 1st grating | lattice unit U1 and the 2nd grating | lattice unit U2 are provided. The front cover member 221, the upper cover member 222, and the side cover member 223 constituting the second cover unit are formed by, for example, pressing a metal plate.
The upper cover member 222 is a U-shaped member with a center portion cut out, and is formed on the subject placed on the subject table 13, the first lattice 14 and the second lattice 15, of the upper cover member 222. The upper surface is not covered.
When the second cover unit 22 is attached, the base 19 is fixed so that the side cover member 223 covers both sides of the first lattice unit U1 and the second lattice unit U2, and the front cover member 221 is attached to the first cover unit 221. The positions of the grid unit U1 and the second grid unit U2 are adjusted so as to cover the front side, and are fixed to the front side end of the side cover member 223 by screws. Further, the upper cover member 222 is covered from above and fixed to the base 19, the side cover member 223, and the front cover member 221 by screws.
The second cover unit 22 only needs to be able to block the external influence on the first lattice unit U1 and the second lattice unit U2, and the material, shape, configuration, fixing method, and the like are exemplified here. It is not limited to things. Further, it is preferable that a heat insulating member is provided on at least the inner surface side of the second cover unit 22.
また、被写体台１３については、大きさは特に限定されないが、図１に示すように、撮影時に被写体となる患者の手指等をＸ線照射範囲内（撮影可能領域内）に置いた際に、患者の肘部分まで載置できる程度の長さ寸法を有し、腕レスト部を構成することが好ましい。手指から肘部分までを被写体台１３に載置することにより、撮影対象である手指の位置及び姿勢を安定させることができ、撮影時の手ぶれ等を防ぐことができる。 Although the size of the subject table 13 is not particularly limited, as shown in FIG. 1, when the patient's finger or the like that is the subject at the time of photographing is placed within the X-ray irradiation range (within the photographing possible region), It is preferable that the arm rest portion has a length dimension that can be placed up to the patient's elbow portion. By placing the finger to the elbow part on the subject table 13, the position and posture of the finger to be imaged can be stabilized, and camera shake or the like at the time of imaging can be prevented.
また、図３９に示すように、被写体台１３は、キャスタ１３１を備える脚部１３２を有し、支柱１７や基台部１９から独立していることが好ましい。脚部１３２は、支柱１７と基台部１９との間に配置されるようになっており、基台部１９側の脚部１３２には、キャスタ１３１をロックするロック機構１３３が設けられていることが好ましい。
なお、被写体台１３の構成はここに例示したものに限定されない。例えば全ての脚部１３２にロック機構１３３を設けてもよいし、ロック機構１３３を設けず、支柱１７又は基台部１９の一端に被写体台１３が固定されるようにしてもよい。なお、被写体台１３は、支柱１７又は基台部１９に接触した際に衝撃を吸収することのできる衝撃吸収部材（図示せず）を備えていることが好ましい。
Further, as shown in FIG. 39, the subject table 13 preferably has a leg portion 132 including a caster 131 and is independent of the support column 17 and the base portion 19. The leg portion 132 is arranged between the support column 17 and the base portion 19, and the leg portion 132 on the base portion 19 side is provided with a lock mechanism 133 that locks the caster 131. It is preferable.
The configuration of the subject table 13 is not limited to the example illustrated here. For example, the lock mechanism 133 may be provided on all the leg portions 132, or the subject table 13 may be fixed to one end of the column 17 or the base portion 19 without providing the lock mechanism 133. The subject table 13 preferably includes an impact absorbing member (not shown) that can absorb an impact when it comes into contact with the support column 17 or the base unit 19.
その他、Ｘ線撮影システムを構成する各装置の細部構成及び細部動作に関しても、発明の趣旨を逸脱することのない範囲で適宜変更可能である。 In addition, the detailed configuration and detailed operation of each apparatus constituting the X-ray imaging system can be appropriately changed without departing from the spirit of the invention.
１ Ｘ線撮影装置
１１ Ｘ線源
１２ マルチスリット
１２ａ ラック
１２ｂ ホルダー
１２１ マルチスリット回転部
１２１ａ モータ部
１２１ｂ ギア部
１２１ｃ ギア部
１２１ｄ 支持部
１２１ｅ 開口部
１２２ 駆動部
１２２ａ モータ部
１２２ｂ ギア部
１２２ｃ ピニオン
１３ 被写体台
１３０ 被写体ホルダー
１３１ 楕円形状
１３３ 指間スペーサ
１４ 第１格子
１４０ 格子部
１４１ 第１ホルダー部
１４２ 第２ホルダー部
１４２ａ 突起部
１５ 第２格子
１５０ 格子部
１５１ ホルダー部
１６ Ｘ線検出器
１７ 保持部
１７ａ 緩衝部材
１７１ａ 開口部
１７１ｂ トレイ固定部材
１８ 本体部
１８１ 制御部
１８２ 操作部
１８３ 表示部
１８４ 通信部
１８５ 記憶部
１８ａ 駆動部
２１０ 格子回転部
２１１ ハンドル
２１２ 回転トレイ
２１２ａ 開口部
２１２ｂ〜２１２ｅ 凹部
２１３ 相対角調整部
２１３ａ モータ部
２１３ｂ 第１ギア
２１３ｃ 第２ギア
２１３ｄ レバー
２１４ ストッパー
５ コントローラ
５１ 制御部
５２ 操作部
５３ 表示部
５４ 通信部
５５ 記憶部
１３ｂ 保持部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray imaging apparatus 11 X-ray source 12 Multi slit 12a Rack 12b Holder 121 Multi slit rotation part 121a Motor part 121b Gear part 121c Gear part 121d Support part 121e Opening part 122 Drive part 122a Motor part 122b Gear part 122c Pinion 13 Subject stand 130 Subject holder 131 Oval shape 133 Inter-finger spacer 14 First grating 140 Lattice part 141 First holder part 142 Second holder part 142a Projection part 15 Second grating 150 Grating part 151 Holder part 16 X-ray detector 17 Holding part 17a Buffer Member 171a Opening portion 171b Tray fixing member 18 Main body portion 181 Control portion 182 Operation portion 183 Display portion 184 Communication portion 185 Storage portion 18a Driving portion 210 Lattice rotating portion 211 Handle 212 Rotating tray 212a Opening portions 212b to 212 e Recess 213 Relative angle adjustment unit 213a Motor unit 213b First gear 213c Second gear 213d Lever 214 Stopper 5 Controller 51 Control unit 52 Operation unit 53 Display unit 54 Communication unit 55 Storage unit 13b Holding unit
Claims (1)
前記Ｘ線の照射軸方向と直交する方向に複数のスリットが配列されて構成された第１格子及び第２格子と、
被写体台と、
照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
を有する撮影装置を備え、
前記Ｘ線源により照射され、前記第１格子、前記被写体台に載置された被写体、及び前記第２格子を透過したＸ線を前記Ｘ線検出器で読み取ることにより得られたモアレ画像に基づいて、被写体の再構成画像を生成するＸ線撮影システムであって、
前記被写体台に被写体を載置して撮影することにより取得された少なくとも一つの被写体有りのモアレ画像及び前記被写体台に前記被写体を載置せずに撮影することにより取得された少なくとも一つの被写体無しのモアレ画像に基づいて、前記被写体の再構成画像を作成する再構成画像作成手段と、
前記作成された前記被写体の再構成画像に対して、画素の位置座標を用いて表される一次関数又は二次関数によりアーチファクトを近似し、当該アーチファクトの補正を行う再構成画像補正手段と、
備えるＸ線撮影システム。 An X-ray source that emits X-rays;
A first grating and a second grating configured by arranging a plurality of slits in a direction orthogonal to the X-ray irradiation axis direction;
Subject table,
An X-ray detector that two-dimensionally arranges a conversion element that generates an electrical signal according to the irradiated X-ray, and reads the electrical signal generated by the conversion element as an image signal;
A photographing device having
Based on a moire image obtained by reading with the X-ray detector X-rays irradiated by the X-ray source and transmitted through the first grating, the subject placed on the subject table, and the second grating. An X-ray imaging system for generating a reconstructed image of a subject,
Moire image with at least one subject acquired by placing and photographing the subject on the subject table and at least one subject obtained by photographing without placing the subject on the subject table Reconstructed image creating means for creating a reconstructed image of the subject based on the moire image of
Reconstructed image correcting means for approximating an artifact by a linear function or a quadratic function expressed using pixel position coordinates with respect to the created reconstructed image of the subject, and correcting the artifact,
X-ray imaging system provided.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2014233243A JP5831614B2 (en) | 2014-11-18 | 2014-11-18 | X-ray imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2014233243A JP5831614B2 (en) | 2014-11-18 | 2014-11-18 | X-ray imaging system |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2011035593A Division JP5652245B2 (en) | 2011-02-22 | 2011-02-22 | X-ray imaging system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2015071051A true JP2015071051A (en) | 2015-04-16 |
| JP5831614B2 JP5831614B2 (en) | 2015-12-09 |
Family
ID=53013876
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2014233243A Active JP5831614B2 (en) | 2014-11-18 | 2014-11-18 | X-ray imaging system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5831614B2 (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2019005047A (en) * | 2017-06-22 | 2019-01-17 | 株式会社島津製作所 | X-ray imaging apparatus and method of combining x-ray imaging images |
| CN110913764A (en) * | 2017-10-11 | 2020-03-24 | 株式会社岛津制作所 | X-ray phase difference imaging system and phase contrast image correction method |
| JP7151841B1 (en) | 2021-08-27 | 2022-10-12 | コニカミノルタ株式会社 | Image processing device, radiation imaging system, image processing program, and image processing method |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2023203994A1 (en) * | 2022-04-19 | 2023-10-26 | コニカミノルタ株式会社 | State change tracing method and state change tracing system |
-
2014
- 2014-11-18 JP JP2014233243A patent/JP5831614B2/en active Active
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2019005047A (en) * | 2017-06-22 | 2019-01-17 | 株式会社島津製作所 | X-ray imaging apparatus and method of combining x-ray imaging images |
| CN110913764A (en) * | 2017-10-11 | 2020-03-24 | 株式会社岛津制作所 | X-ray phase difference imaging system and phase contrast image correction method |
| US10863958B2 (en) | 2017-10-11 | 2020-12-15 | Shimadzu Corporation | X-ray phase difference imaging system and phase contrast image correction method |
| CN110913764B (en) * | 2017-10-11 | 2023-08-04 | 株式会社岛津制作所 | X-ray phase difference imaging system and phase contrast image correction method |
| JP7151841B1 (en) | 2021-08-27 | 2022-10-12 | コニカミノルタ株式会社 | Image processing device, radiation imaging system, image processing program, and image processing method |
| JP2023032705A (en) * | 2021-08-27 | 2023-03-09 | コニカミノルタ株式会社 | Image processing device, radiographic system, image processing program and image processing method |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP5831614B2 (en) | 2015-12-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5652245B2 (en) | X-ray imaging system | |
| JP5935693B2 (en) | Medical image display method | |
| JP5900324B2 (en) | X-ray imaging system | |
| JP5915645B2 (en) | Medical image display system | |
| JP5708652B2 (en) | X-ray imaging system | |
| JP5857800B2 (en) | Joint imaging apparatus and imaging object fixing unit | |
| JP5331940B2 (en) | Radiation imaging system and radiation image generation method | |
| WO2011033798A1 (en) | X-ray imaging device, x-ray image system, and x-ray image generation method | |
| JP5238786B2 (en) | Radiography apparatus and radiation imaging system | |
| JP6187298B2 (en) | X-ray imaging system and image processing method | |
| JP5783987B2 (en) | Radiography equipment | |
| US20120250972A1 (en) | Radiographic system and radiographic method | |
| JP5831614B2 (en) | X-ray imaging system | |
| JP2016036439A (en) | X-ray imaging system and image processing device | |
| US20170284948A1 (en) | Radiation capturing system | |
| JP6237001B2 (en) | Medical image processing apparatus and phase image generation method | |
| JP6451400B2 (en) | Image processing system and image processing apparatus | |
| JP6365746B2 (en) | Image processing apparatus, X-ray imaging system, and image processing method | |
| WO2012147749A1 (en) | Radiography system and radiography method | |
| JP2012135561A (en) | X-ray imaging apparatus | |
| WO2013084659A1 (en) | Radiography device | |
| WO2013084657A1 (en) | Radiation imaging device | |
| WO2012057046A1 (en) | Radiography device and radiography system | |
| WO2012133553A1 (en) | Radiography system and radiography method |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20150817 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20150929 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20151012 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5831614 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |