JP6191136B2 - Image generation method - Google Patents
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Description
本発明は、画像生成方法に係り、特に、関節部分の撮影を行うのに適した走査型タルボ装置における画像生成方法に関するものである。 The present invention relates to an image generation method, and more particularly, to an image generation method in a scanning Talbot apparatus suitable for photographing a joint portion.
従来、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。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。 Conventionally, there has been proposed a phase contrast method for obtaining contrast by changing the phase of X-rays. The phase contrast method has a small difference in X-ray absorption, and it can also image breast tissue, articular cartilage, and soft tissue around the joint, which are difficult to appear as an image by the absorption contrast method. 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。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の格子（Ｇ１格子）を可干渉性（コヒーレント）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の格子（Ｇ２格子）を配置し、この第２の格子をわずかにずらすことで生じるモアレ縞（モアレ）を測定する。第２の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の格子の前に被写体を配置して可干渉性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. The Talbot effect is a phenomenon in which, when coherent light is transmitted through a first grating (G1 grating) provided with slits at a constant period, the lattice image is connected at a constant period in the light traveling direction. Say. This lattice image is called a self-image, and the Talbot interferometer arranges a second grating (G2 grating) at a position connecting the self-images, and moiré fringes (moire) generated by slightly shifting the second grating. taking measurement. If an object is placed in front of the second grating, moire is disturbed, so if X-ray imaging is performed with a Talbot interferometer, an 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 the obtained moire image.
また、Ｘ線源と第１の格子との間にＸ線源格子（Ｇ０格子、マルチスリット）を設置したタルボ・ロー干渉計も提案されている。タルボ・ロー干渉計は、Ｘ線源格子を用いることで、より出力が高いインコヒーレントなＸ線源を使用することができ、単位時間当たりの照射線量を増大させる。タルボ又はタルボ・ロー干渉計を用いて再構成画像（位相情報に基づくコントラスト、小角散乱に基づくコントラスト、吸収に基づくコントラスト）を得るためには、縞走査法の原理に基づく方法（縞走査法）、フーリエ変換法など幾つかの方法が提案されているが、本発明は縞走査法の位相シフトに関するものである。従来の縞走査法とは、第１の格子又は第２の格子を他の格子に対し一定間隔で相対的に移動走査させながら、位相を変化させた複数のモアレ画像を撮影するものである。 There has also been proposed a Talbot-Lau interferometer in which an X-ray source grating (G0 grating, multi-slit) is installed between the X-ray source and the first grating. The Talbot-Lau interferometer can use an incoherent X-ray source with higher output by using an X-ray source grating, and increases the irradiation dose per unit time. To obtain a reconstructed image (contrast based on phase information, contrast based on small-angle scattering, contrast based on absorption) using a Talbot or Talbot-Lau interferometer, a method based on the principle of the fringe scanning method (the fringe scanning method) Several methods such as a Fourier transform method have been proposed, but the present invention relates to the phase shift of the fringe scanning method. In the conventional fringe scanning method, a plurality of moire images with different phases are photographed while moving the first grating or the second grating relative to other gratings at a fixed interval.
これに対し、特許文献１には、タルボ・ロー干渉計において、Ｘ線源、または、Ｘ線源格子（Ｇ０格子、マルチスリット）を含む何れか１つの格子を、他の格子に対して移動させて撮影を行うことが記載されている。また、特許文献２には、Ｘ線源格子（Ｇ０格子、マルチスリット）を第１の格子及び第２の格子に対して相対的に移動走査させることが記載されている。
On the other hand, in
しかし、Ｘ線源格子（Ｇ０格子、マルチスリット）や第１の格子（Ｇ１格子）、第２の格子（Ｇ２格子）には、その製造工程等において、格子の一部に欠損を生じていることがある。
すなわち、これらの格子の製造には微細な加工が可能な既存のウエハ製造工程が用いられているが、この製造過程において格子の一部に偶発的に倒れや抜けが生じる場合がある。製造方法の発展・向上により、このような製造過程において生じる格子の欠損箇所は減少傾向にあるものの、欠損を完全になくすまでには至っておらず、これらの微細な欠損は、格子の製造歩留まり（コストパフォーマンス）を勘案すると、許容されることが望ましい。また、視野サイズの拡大のためには格子の大面積化が要請されるところ、格子の製造の際に用いられるウエハは、一般に径が５０ｍｍから３００ｍｍ程度であり、各格子の大きさは、このウエハから切り出し可能なサイズに制限されてしまう。このため、格子をウエハサイズ以上に大サイズ化するために、複数の小格子を貼り合わせて複合化することも考えられる。しかし、この場合、小格子の貼り合わせ位置では、小格子間に隙間が生じてしまい、当該部分は格子構造が抜けた格子の欠損箇所となってしまう。
However, the X-ray source lattice (G0 lattice, multi-slit), the first lattice (G1 lattice), and the second lattice (G2 lattice) are deficient in a part of the lattice in the manufacturing process. Sometimes.
That is, an existing wafer manufacturing process capable of fine processing is used for manufacturing these lattices, but in some cases, a part of the lattice may accidentally fall down or drop out during this manufacturing process. Due to the development and improvement of the manufacturing method, the number of defects in the lattice generated in such a manufacturing process is decreasing, but the defects have not been completely eliminated, and these fine defects are caused by the manufacturing yield of the lattice ( In view of cost performance, it is desirable to allow. Further, in order to increase the field of view size, it is required to increase the area of the grating. Wafers used for manufacturing the grating generally have a diameter of about 50 mm to 300 mm, and the size of each grating is as follows. It is limited to a size that can be cut out from the wafer. For this reason, in order to enlarge the lattice to be larger than the wafer size, it is conceivable to combine a plurality of small lattices together. However, in this case, at the bonding position of the small lattice, a gap is generated between the small lattices, and this portion becomes a missing portion of the lattice from which the lattice structure is missing.
タルボ及びタルボ・ロー装置においては、格子を透過してタルボ効果、タルボ・ロー効果が生じた電磁波がもつ情報を画像化して取得（すなわちモアレ画像の取得）するところ、格子の欠損箇所を透過した電磁波に対しては十分にタルボ効果、タルボ・ロー効果が得られず、電磁波の持つ情報のうち特に位相情報と散乱情報が劣化する。このため、得られたモアレ画像において、格子の欠損箇所の影にあたる画素では信号値低下あるいは画欠を招き、画質を著しく低下させてしまう。したがって、このようなモアレ画像から被写体の再構成画像を生成した場合に、画像に格子の欠損に起因するアーチファクトが現れてしまい、診断用の画像として適さないものとなるおそれがある。 In the Talbot and Talbot-Lo device, when the Talbot effect and the information of the electromagnetic waves that have caused the Talbot-Lo effect are imaged and acquired (that is, the moire image is acquired), the missing part of the lattice is transmitted. The Talbot effect and Talbot-low effect cannot be sufficiently obtained for electromagnetic waves, and phase information and scattered information, in particular, of information possessed by electromagnetic waves deteriorate. For this reason, in the obtained moiré image, a pixel corresponding to a shadow of a missing portion of the lattice causes a signal value decrease or an image loss, and the image quality is significantly deteriorated. Therefore, when a reconstructed image of a subject is generated from such a moire image, artifacts due to lattice defects appear in the image, which may be unsuitable as a diagnostic image.
こうした格子の欠損の影響を回避するため、特許文献３には、格子の製造時に欠損が見つかった場合に、当該欠損箇所を切り取り、別の格子から切り取った正常な格子部分と置換して修復する方法が示されている。
In order to avoid the influence of such a lattice defect,
しかしながら、特許文献３に記載の方法では、格子１枚ごとに切り取りや置換の作業が生じてしまうために手間がかかり、格子の高コスト化につながる上に、置換部分の境界線上が新たな欠損箇所となりうるという問題がある。
However, in the method described in
本発明は以上のような事情に鑑みてなされたものであり、格子に欠損箇所がある場合でも、当該欠損に起因する再構成画像におけるアーチファクトを補正して、診断に適した高品位な画像を得ることが可能な画像生成方法を提供するとともに、格子の製造歩留まりを向上せしめることを目的とするものである。 The present invention has been made in view of the circumstances as described above, and corrects artifacts in a reconstructed image caused by the defect even when the lattice has a defect portion, thereby obtaining a high-quality image suitable for diagnosis. An object of the present invention is to provide an image generation method that can be obtained and to improve the manufacturing yield of the lattice.
前記課題を解決するために、請求項１に記載の発明によれば、
Ｘ線を照射するＸ線源と、
前記Ｘ線の照射軸方向に設けられ、当該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た格子であって、少なくともＸ線を回折することによりタルボ効果を生じさせる第１の回折格子及び第２の回折格子を含む複数の格子と、
前記Ｘ線の照射軸方向に設けられ、被写体を載置する被写体台と、
前記Ｘ線源により照射され、前記複数の格子及び前記被写体を透過したＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が二次元状に配置され、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、
前記複数の格子のうちの少なくとも１つを他の格子に対して相対的に移動させる駆動手段と、
前記駆動手段により前記複数の格子を所定の移動量Ｐ１移動せしめる毎に、前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、これをｎ回繰返してｎ個のモアレ画像を生成するように制御する画像取得制御手段と、
生成されたｎ個のモアレ画像に基づいて再構成画像を生成する画像処理手段と、を有する走査型タルボ装置において、前記複数の格子のうちのいずれかに生じた欠損に起因する前記再構成画像におけるアーチファクトを補正する画像生成方法であって、
前記複数の格子の第１の相対位置関係において、前記所定の移動量Ｐ１の移動毎に前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、ｎ個の第１群のモアレ画像を生成せしめ、
然る後に、前記駆動手段を動作させて、前記複数の格子を前記第１の相対位置関係とは異なる第２の相対位置関係とせしめ、
再度、前記所定の移動量Ｐ１の移動毎に前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、ｎ個の第２群のモアレ画像を生成せしめ、
前記画像処理手段が、前記ｎ個の第１群のモアレ画像及び前記ｎ個の第２群のモアレ画像に基づいて、前記再構成画像を生成するものであり、
該各群の撮影において、前記Ｘ線の照射軸に対する複数の格子の相対位置を、該複数の格子の全ての欠損位置が重なり合わない位置を基準位置とし、該基準位置を該各群で異なるものとする画像生成方法が提供される。
In order to solve the above problem, according to the invention of
An X-ray source that emits X-rays;
A grating that is provided in the X-ray irradiation axis direction and in which a plurality of slits are arranged in a direction orthogonal to the X-ray irradiation axis direction, and generates a Talbot effect by diffracting at least X-rays. A plurality of gratings including a second diffraction grating and a second diffraction grating;
A subject table provided in the X-ray irradiation axis direction, on which a subject is placed;
A conversion element that generates an electrical signal in accordance with X-rays irradiated by the X-ray source and transmitted through the plurality of gratings and the subject is two-dimensionally arranged, and the electrical signal generated by the conversion element is converted into an image signal. An X-ray detector that reads as
Drive means for moving at least one of the plurality of gratings relative to another grating;
Each time the drive means moves the plurality of gratings by a predetermined movement amount P1, an image signal is read by the X-ray detector, and this is repeated n times to control to generate n moire images. Control means;
An image processing means for generating a reconstructed image based on the generated n moire images, and the reconstructed image resulting from a defect generated in any of the plurality of lattices. An image generation method for correcting artifacts in
In the first relative positional relationship of the plurality of gratings, an image signal is read by the X-ray detector for each movement of the predetermined movement amount P1, and n first moire images are generated,
Thereafter, the driving means is operated to make the plurality of gratings have a second relative positional relationship different from the first relative positional relationship,
The image signal is read again by the X-ray detector for each movement of the predetermined movement amount P1, and n second moire images are generated,
The image processing means generates the reconstructed image based on the n first group of moire images and the n second group of moire images ;
In the imaging of each group, the relative position of the plurality of gratings with respect to the X-ray irradiation axis is defined as a reference position where all the defect positions of the plurality of gratings do not overlap, and the reference position is different for each group. An image generation method is provided.
請求項２に記載の発明によれば、
前記第２の相対位置関係は、前記複数の格子のうちのいずれかに生じた欠損の幅に基づいて設定される請求項１に記載の画像生成方法が提供される。
According to invention of Claim 2,
The image generation method according to
請求項３に記載の発明によれば、
前記複数の格子には、前記Ｘ線源から照射されたＸ線を多光源化するＸ線源格子がさらに含まれる請求項１又は請求項２に記載の画像生成方法が提供される。
According to invention of
3. The image generation method according to
請求項４に記載の発明によれば、
前記駆動手段は、前記Ｘ線源格子を移動させる請求項３に記載の画像生成方法が提供される。
According to invention of Claim 4,
The image generation method according to
請求項５に記載の発明によれば、
前記駆動手段は、前記第１の回折格子及び前記第２の回折格子を同時に移動させる請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の画像生成方法が提供される。
According to the invention of
The image generation method according to any one of
請求項６に記載の発明によれば、
Ｘ線を照射するＸ線源と、
前記Ｘ線の照射軸方向に設けられ、当該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た格子であって、少なくともＸ線を回折することによりタルボ効果を生じさせる第１の回折格子及び第２の回折格子を含む複数の格子と、
前記Ｘ線の照射軸方向に設けられ、被写体を載置する被写体台と、
前記Ｘ線源により照射され、前記複数の格子及び前記被写体を透過したＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が二次元状に配置され、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、
前記複数の格子のうちの少なくとも１つを他の格子に対して相対的に移動させる駆動手段と、
前記駆動手段により前記複数の格子を移動せしめ、前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、モアレ画像を生成するように制御する画像取得制御手段と、
前記画像取得制御手段により生成されたモアレ画像に基づいて再構成画像を生成する画像処理手段と、を有する走査型タルボ装置において、前記複数の格子のうちのいずれかに生じた欠損に起因する前記再構成画像におけるアーチファクトを補正する画像生成方法であって、
前記画像取得制御手段は、前記駆動手段により前記複数の格子を移動せしめ、前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、ｍ個のモアレ画像を生成するように制御し、
前記画像処理手段は、前記ｍ個のモアレ画像からｎ（ｎ＜ｍである整数）個のモアレ画像を抽出して、前記再構成画像を生成するものであり、
該各群の撮影において、前記Ｘ線の照射軸に対する複数の格子の相対位置を、該複数の格子の全ての欠損位置が重なり合わない位置を基準位置とし、該基準位置を該各群で異なるものとする画像生成方法が提供される。
According to the invention of
An X-ray source that emits X-rays;
A grating that is provided in the X-ray irradiation axis direction and in which a plurality of slits are arranged in a direction orthogonal to the X-ray irradiation axis direction, and generates a Talbot effect by diffracting at least X-rays. A plurality of gratings including a second diffraction grating and a second diffraction grating;
A subject table provided in the X-ray irradiation axis direction, on which a subject is placed;
A conversion element that generates an electrical signal in accordance with X-rays irradiated by the X-ray source and transmitted through the plurality of gratings and the subject is two-dimensionally arranged, and the electrical signal generated by the conversion element is converted into an image signal. An X-ray detector that reads as
Drive means for moving at least one of the plurality of gratings relative to another grating;
Moved the plurality of grating by the drive unit, the read image signal by the X-ray detector, an image acquisition control means for controlling to produce a moiré image,
In scanning Talbot apparatus having an image processing means for generating a reconstructed image based on the moiré image generated by the image acquisition control unit, due to a defect occurring in one of said plurality of grating An image generation method for correcting artifacts in the reconstructed image,
The image acquisition control means controls to move the plurality of grids by the driving means, read an image signal by the X-ray detector, and generate m moiré images,
Wherein the image processing means, wherein (a integer n <m) by extracting pieces of moire images of m moire images n, is intended to generate the reconstructed image,
In the imaging of each group, the relative position of the plurality of gratings with respect to the X-ray irradiation axis is defined as a reference position where all the defect positions of the plurality of gratings do not overlap, and the reference position is different for each group. An image generation method is provided.
本発明の画像生成方法によれば、格子自体に加工等を加えるのではなく、理論上再構成画像に必要とされるモアレ画像数（撮影回数）に対し撮影回数を変更（増加）することにより、格子の欠損に起因する再構成画像におけるアーチファクトを補正して、診断に適した高品位な画像を得ることができる。
このため、格子製造のコストを抑えることができ、更に格子の欠損箇所の許容範囲が広がることにより、格子製造の歩留まりを大幅に向上させることが可能となるとの効果を奏する。
According to the image generation method of the present invention, the number of times of photographing is changed (increased) with respect to the number of moire images (number of times of photographing) that is theoretically required for the reconstructed image, rather than processing the lattice itself. By correcting artifacts in the reconstructed image due to lattice defects, a high-quality image suitable for diagnosis can be obtained.
For this reason, it is possible to reduce the cost for manufacturing the lattice, and further to increase the allowable range of the missing portion of the lattice, thereby greatly improving the yield of the lattice manufacturing.
以下、図面を参照しつつ、本発明に係る画像生成方法の一実施形態について説明する。
本実施形態における画像生成方法は、後述するように、走査型タルボ装置において、当該走査型タルボ装置に備えられている複数の格子のうちのいずれかに欠損が生じている場合に、当該欠損に起因する再構成画像におけるアーチファクトを補正して、診断に適した高品位の画像を得ることができるものである。
Hereinafter, an embodiment of an image generation method according to the present invention will be described with reference to the drawings.
As will be described later, in the image generation method according to the present embodiment, when a defect occurs in any of a plurality of lattices provided in the scanning talvo apparatus, The resulting artifact in the reconstructed image can be corrected to obtain a high-quality image suitable for diagnosis.
図１は、本実施形態に係る走査型タルボ装置を模式的に示したものである。
図１に示すように、走査型タルボ装置１は、Ｘ線撮影装置１ａとコントローラー５とを備えている。Ｘ線撮影装置１ａはタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影を行い、コントローラー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。
FIG. 1 schematically shows a scanning Talbot apparatus according to this embodiment.
As shown in FIG. 1, the
図２は、図１に示す走査型タルボ装置１のＸ線撮影装置１ａを上方から見た模式的な平面図であり、図３は、図１及び図２に示すＸ線撮影装置１ａの構成を具体的に示した斜視図であり、図４は、本実施形態におけるＸ線撮影装置１ａの要部構成を模式的に示したものである。
図１から図４に示すように、Ｘ線撮影装置１ａは、Ｘ線源１１、Ｘ線源格子１２、光照射野確認ユニット６、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６、支柱１７、本体部１８、基台部１９を備えている。
本実施形態におけるＸ線撮影装置１ａは縦型であり、Ｘ線源１１、Ｘ線源格子１２、被写体台１３の被写体保持部材３０、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６が、この順序に重力方向であるｚ方向（図３参照）に沿って配置されている（図１及び図４参照）。
なお、図１中、Ｘ線源１１の焦点とＸ線源格子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）、Ｘ線源格子１２と第１格子１４間の距離をＲ１（ｍｍ）、第１格子１４と第２格子１５間の距離をｚｐ（ｍｍ）で表す。Ｒ１＞ｚｐである。
2 is a schematic plan view of the
As shown in FIGS. 1 to 4, the
The
In FIG. 1, the distance between the focal point of the
ここで、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＋Ｒ１）は、好ましくは３００〜２５００（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＋Ｒ１＋ｚｐ）は、好ましくは４００〜２５００（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。
Here, the distance D 1 is preferably 5 to 500 (mm), more preferably 5 to 300 (mm).
The distance D 2, the height of the general radiology imaging room from that is 3 (m) of about or less, is preferably at least 3000 (mm) or less. Among them, the distance D 2 is preferably 400 to 2500 (mm), more preferably from 500 to 2000 (mm).
The distance (D 1 + R 1 ) between the focal point of the
The distance (D 1 + R 1 + z p ) between the focal point of the
Each distance may be set by calculating an optimum distance at which the lattice image (self-image) by the
図５は、本実施形態のＸ線撮影装置１ａの各構成部を分離した状態を示す斜視図である。
図５に示すように、本実施形態におけるＸ線撮影装置１ａは、Ｘ線源１１を支持する支柱１７と、Ｘ線源格子１２を含むＸ線源格子ユニット１２０、第１格子１４及び第２格子１５を含む回折格子ユニット１４０、Ｘ線検出器１６が取り付けられている基台部１９と、被写体台１３（図５においては、被写体台１３を構成する被写体台基台部１３０のみを示している。）とに大きく分離することができる。なお、本実施形態では、Ｘ線源１１を支持する支柱１７と、Ｘ線検出器１６が取り付けられている基台部１９とにより撮影部が構成されている。この撮影部と被写体台１３とを分離できることにより、撮影前或いは撮影中に、患者から被写体台１３に加えられた衝撃等が撮影部に影響を及ぼすことを防止することができる。
FIG. 5 is a perspective view showing a state in which each component of the
As shown in FIG. 5, the
Ｘ線源１１は、Ｘ線を発生させて重力方向（ｚ方向、図３参照）にＸ線を照射する。Ｘ線源１１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線源や回転陽極Ｘ線源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線源１１から照射される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
The focal diameter of X-rays emitted from the
Ｘ線源１１には、ほぼコ字状に形成された固定用部材１１１が取付用アーム１１２を介して取り付けられている。本実施形態において、支柱１７は、四角柱形状となっており、固定用部材１１１は、支柱１７を側面から挟み込むようにして支柱１７に取り付けられ、固定されている。
取付用アーム１１２の一部には緩衝部材１７ａ（図１参照）が設けられており、Ｘ線源１１は、この緩衝部材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は衝撃や振動を吸収できる材料であることに加えて断熱材料であることが好ましい。
A fixing
A
なお、本実施形態では、Ｘ線源１１は、取付用アーム１１２の一部がほぼ９０度屈曲することにより、平行度及び相対距離を調整されたＸ線源格子１２、第１格子１４、第２格子１５のスリットの方向に対してＸ線源１１の取付方向がほぼ９０度回転可能に構成されている。
本実施形態において、Ｘ線源１１のＸ線源の焦点形状は完全な円形ではなく、僅かに楕円形状となっており、後述するモアレ画像を取得する際の撮影では、Ｘ線源の向きを変えることによって適切なモアレ画像を得ることができる場合がある。このため、Ｘ線源１１をほぼ９０度回転させることにより、Ｘ線源の焦点形状に由来する不具合を解消することができる。
なお、Ｘ線源１１を、Ｘ線源格子１２、第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向に対する取付方向を変更可能とする構成はここに例示したものに限定されない。例えば、固定用部材１１１の取付位置を変えることによりＸ線源１１の取付方向を変更可能としてもよい。また、Ｘ線源１１の取付方向の変更は９０度だけでなく、さらに細かく角度設定が可能となるように構成してもよい。
In the present embodiment, the
In the present embodiment, the focal shape of the
In addition, the structure which enables the
また、図４に示すように、Ｘ線源１１の直下であって、後述するＸ線源格子１２の下方には、照射野絞り１１３とフィルタ１１４が設けられている。
照射野絞り１１３は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の照射野を所定の範囲に絞るものである。
フィルタ１１４は、Ｘ線源１１から照射される光線の中から不要な波長の光線を分離するものであり、例えばＡＬ付加フィルタ等が適用される。
As shown in FIG. 4, an
The
The
光照射野確認ユニット６は、図３、図５に示すように、基台部１９に取り付けられるほぼＬ字状の基台取付部６１とこの基台取付部６１の上に載置される光照射野確認部本体６５とを備えている。基台取付部６１は、図示しないねじ等により基台部１９に固定されている。
基台取付部６１における床面に対してほぼ水平に配置されている面には、光照射野確認部本体６５をｘ方向に移動させるためのガイド６３が設けられており、光照射野確認部本体６５は、このガイド６３に沿って手動又は自動で移動可能となっている。
光照射野確認ユニット６は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の照射野を予め確認するためにＸ線の照射野と同じ領域を可視光で照らすものであり、光照射野確認部本体６５には、可視光線を照射可能な図示しない光源等が設けられている。
また、光照射野確認部本体６５には、Ｘ線撮影装置１ａの奥側（すなわち、支柱１７側）から手前側に床面に対してほぼ水平に突出する移動用レバー６７が設けられている。移動用レバー６７は、光照射野確認部本体６５を手動にてガイド６３に沿ってｘ方向に移動させるためのレバーであり、前述のように、Ｘ線撮影装置１ａに第１のカバーユニット２１が取り付けられた状態において、その先端部がレバー用開口部２１１ｃから前面カバー部材２１１の外に突出するようになっている。
As shown in FIGS. 3 and 5, the light irradiation
A
The light irradiation
The light irradiation field confirmation unit
本実施形態において、光照射野確認部本体６５は、その光源から照射される光の光軸がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸と一致して光照射野の確認を行うことができる光照射野確認位置と、Ｘ線源１１から照射されるＸ線を妨げない退避位置とを取り得るようになっている。撮影を行う際等、通常の使用時には、光照射野確認部本体６５は退避位置（図４において実線で示す位置）に位置し、撮影の妨げにならないようになっている。そして、光照射野の確認を行う際には、ユーザは適宜移動用レバー６７を操作することにより、光照射野確認部本体６５の光源から照射される光の光軸がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸と一致する光照射野確認位置（図４において破線で示す位置）まで光照射野確認部本体６５の位置を移動させる。なお、光照射野確認部本体６５は、モータ等により自動でｘ方向に移動するように構成してもよい。
なお、本実施形態では、光照射野確認部本体６５と被写体保持部材３０との間に光を遮るものが存在しないため、光照射野の確認を正確に行うことができる。
In the present embodiment, the light irradiation field confirmation unit
In this embodiment, since there is no light blocking member between the light irradiation field confirmation unit
図３に示すように、本実施形態において、基台部１９には、Ｘ線源格子ユニット１２０を覆うように設けられた第１のカバーユニット２１、及び回折格子ユニット１４０を覆うように設けられた第２のカバーユニット２２が取り付けられている。
Ｘ線源格子１２、第１格子１４及び第２格子１５は、非常に高い精度での位置調整が必要な部材であり、被写体の撮影及びそのキャリブレーションを行うための被写体なしでの撮影等、複数回に亘って一連の撮影を行う場合、その間、同じ条件が保たれていることが望ましい。
しかし、Ｘ線源格子１２、第１格子１４及び第２格子１５の周囲に何らカバー等を設けないで雰囲気に曝した状態では、設置された撮影室内における雰囲気温度の変化（例えばエアコンによる気流変化で天井付近と床面付近とで生じる温度差）や衝撃、振動等の影響を受けやすく、これにより、複数回に亘る一連の撮影を行う間に、Ｘ線源格子１２、第１格子１４及び第２格子１５の位置や向きが、適正状態から僅かずつずれることがありうる。第１のカバーユニット２１及び第２のカバーユニット２２は、Ｘ線源格子１２、第１格子１４及び第２格子１５が外部からの影響を受けるのを避けて、例えば、エアコンの冷気流、或いは、暖気流等に直接的に曝され、部分的に熱膨張変動する等を抑制し、一連の撮影の間、撮影条件を維持するとともに、精密部材であるＸ線源格子１２、第１格子１４及び第２格子１５が、患者や技師の接触等による外部からの衝撃を受けたり、塵埃の侵入等によるダメージを受けることを防止するためのものである。
As shown in FIG. 3, in the present embodiment, the
The
However, in the state exposed to the atmosphere without providing any cover or the like around the
第１のカバーユニット２１の前面側（支柱１７に対向する面側）には、光照射野確認ユニット６の移動用レバー６７に対応する位置に、レバー用開口部２１１ｃが形成されている。レバー用開口部２１１ｃは、移動用レバー６７の移動範囲とほぼ同じ長さとなるようにｘ方向に延在する長孔であり、移動用レバー６７の先端部はこのレバー用開口部２１１ｃから前面カバー部材２１１の外に突出するようになっている。これにより、ユーザは第１のカバーユニット２１を取り付けた状態でも光照射野確認ユニット６の移動用レバー６７を操作することができる。なお、レバー用開口部２１１ｃの周囲や近傍等に移動用レバー６７の位置によって光照射野確認部本体６５が光照射野確認位置又は退避位置（後述）のいずれにあるかを示す目盛や指標等を設けてもよい。
On the front side of the first cover unit 21 (the side facing the support column 17), a
なお、第１のカバーユニット２１は、Ｘ線源格子ユニット１２０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１のカバーユニット２１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。
また、第２のカバーユニット２２は、回折格子ユニット１４０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。
The
The
さらに、第２のカバーユニット２２の周囲は、被写体である手等を被写体台１３に載置している患者の足等がぶつかる等により外部からの衝撃を受けやすい。このため、第２のカバーユニット２２の外側には、例えば、図３に示すようなガード部材４１が設けられている。ガード部材４１は、例えば金属板等で形成され、第２のカバーユニットの周囲にねじ止め等により着脱可能に固定される。なお、ガード部材４１の形状、第２のカバーユニット等への固定方法等は、ここに例示したものに限定されない。さらに、ガード部材４１の内側に衝撃吸収用の弾性部材等を設けてもよい。
このようなガード部材４１を設けることにより、撮影時に患者の足等が装置側に当たっても、その衝撃が第１格子１４や第２格子１５等の精密部材に影響を与えることを防止することができ、精度の高い画像撮影を行うことができる。
In addition, the periphery of the
By providing such a
図３及び図５に示すように、本実施形態において、Ｘ線源格子ユニット１２０、回折格子ユニット１４０及びＸ線検出器１６は、同一の基台部１９の上に保持され、ｚ方向における位置関係が固定されている。Ｘ線源格子ユニット１２０、回折格子ユニット１４０は、重力方向（ｚ方向）と直交する方向に延展せしめられており、ねじ等により、それぞれ基台部１９に対して着脱自在に取り付けられている。
Ｘ線検出器１６は、基台部１９に設けられている検出器支持台１９１の上に、緩衝部材１９２を介して載置されている。
なお、基台部１９は支柱１７に対してｚ方向に移動可能に構成されていてもよい。
As shown in FIGS. 3 and 5, in the present embodiment, the X-ray
The
The
図６は、Ｘ線源格子１２を備えるＸ線源格子ユニット１２０の斜視図である。Ｘ線源格子１２は、Ｘ線源から照射されたＸ線を多光源化するＸ線源用格子である。なお、以下においてＸ線源格子１２を「Ｇ０格子」とも称する。
図６に示すように、Ｘ線源格子ユニット１２０は、基台部１９に取り付けられるほぼＬ字状の基台取付部１２１とこの基台取付部１２１の上に載置されるＸ線源格子ユニット本体１２２を備えている。
基台取付部１２１は、基台部１９への取り付け位置を調整することにより、Ｘ線源格子１２と、第１格子１４や第２格子１５との間における相対距離を調整可能とするものである。また、Ｘ線源格子ユニット本体１２２には、相対距離微調整機構部１２７が設けられている。相対距離微調整機構部１２７は、その重力方向（上下方向）の長さを変えることでＸ線源格子１２の重力方向（上下方向）の位置を調整するものである。本実施形態では、基台取付部１２１と相対距離微調整機構部１２７とにより、Ｘ線源格子１２と、第１格子１４や第２格子１５との間における相対距離を調整する相対距離調整機構が構成される。
なお、比較的重量物であるＸ線源格子ユニットを扱う際の作業性や安全性、及び、位置調整のやり易さの両観点からは、前者と後者の機能を分離する方が好ましく、取付位置は位置決めピン等により仮固定し（調整不可）、ネジ等で基台部１９に螺合（固定）する構造とし、固定終了後、作業者が両手を自由に使って、Ｘ線源格子ユニット本体１２２内に設けた相対距離微調整機構部１２７により相対距離を微調整する構造とすることが好ましい。
FIG. 6 is a perspective view of the X-ray
As shown in FIG. 6, the X-ray
The
From the viewpoints of workability and safety when handling a relatively heavy X-ray source grid unit, and ease of position adjustment, it is preferable to separate the former and latter functions. The position is temporarily fixed with a positioning pin (not adjustable) and is screwed (fixed) to the base 19 with screws, etc., and after the fixing is completed, the operator can freely use both hands, and the X-ray source grid unit It is preferable that the relative distance be finely adjusted by the relative distance
Ｘ線源格子ユニット本体１２２には、Ｘ線源格子１２（Ｇ０格子）が支持されている。
本実施形態では、Ｘ線源格子１２は、図７に示すように、Ｘ線源１１の下方からＸ線源１１の内部に挿入されており、Ｘ線源の焦点位置のすぐ近くに配置されるようになっている。
The X-ray source lattice unit
In the present embodiment, as shown in FIG. 7, the
Ｘ線源格子１２（Ｇ０格子）は回折格子であり、図８に示すように、Ｘ線照射軸方向（ここではｚ方向）と直交するｘ方向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。Ｘ線源格子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。
基板上にＸ線源格子１２を形成する手法としては、例えば、以下のような手法を用いることができる。すなわち、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、露光によって当該パターンと同じ形状のスリット構造を得る。その後、電鋳法によりスリット構造間に金属が埋め込まれて、Ｘ線源格子１２が形成される。なお、Ｘ線源格子１２を形成する手法はこれに限定されない。
The X-ray source grating 12 (G0 grating) is a diffraction grating, and as shown in FIG. 8, a plurality of slits are arranged at predetermined intervals in the x direction orthogonal to the X-ray irradiation axis direction (here, the z direction). It has been. The
As a method for forming the
Ｘ線源格子１２のスリット周期（格子周期、図８及び後述する式においてｄ０（μｍ）とする。）は１〜６０（μｍ）である。スリット周期は、図８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（後述する第１格子１４及び第２格子１５においても同様）。スリットの幅（各スリットのスリット配列方向（ｘ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。また、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。
The slit period of the X-ray source grating 12 (grating period, d 0 (μm) in FIG. 8 and the formula described later) is 1 to 60 (μm). As shown in FIG. 8, the slit period is set so that the distance between adjacent slits is one period (the same applies to the
また、図６に示すように、Ｘ線源格子ユニット本体１２２には、Ｘ線源格子１２のｘ、y、ｚ方向の位置やｘ、ｙ、ｚ軸周りの回転角度を微調整するための機構であるＸ線源格子調整部１２５として、Ｘ線源格子１２をｘ方向に回転させるためのθｘ回転用モータ１２５ｂ、Ｘ線源格子１２をｙ方向に回転させるためのθｙ回転用モータ１２５ｃ、Ｘ線源格子１２をｚ方向に回転させるためのθｚ回転用モータ１２５ｄが設けられている。
なお、Ｘ線源格子調整部１２５の構成は、ここに示したものに限定されない。例えば、Ｘ線源格子調整部１２５は、手動によりＸ線源格子１２を調整する構成であってもよい。また、Ｘ線源格子１２を精度よく固定できるのであれば、Ｘ線源格子調整部１２５の無い構成としてもよい。
Further, as shown in FIG. 6, the X-ray source grid unit
The configuration of the X-ray source
本実施形態において、第１格子１４及び第２格子１５は、回折格子ユニット１４０に設けられている。
なお、第１格子１４と第２格子１５間の距離ｚｐ（図１参照）は、後述する（式１）をほぼ満たすことが必要である。
図９は、本実施形態における回折格子ユニット１４０の斜視図である。
図９に示すように、回折格子ユニット１４０は、第１格子１４、第２格子１５、保持部１４１、駆動部１５０等を備えて構成されている。
In the present embodiment, the
Note that the distance z p (see FIG. 1) between the
FIG. 9 is a perspective view of the
As shown in FIG. 9, the
第１格子１４（Ｇ１格子）は、Ｘ線源格子１２と同様に、Ｘ線照射軸方向であるｚ方向と直交するｘ方向に複数のスリットが配列されて設けられた格子構造を有し、Ｘ線を回折することによりタルボ効果を生じさせる第１の回折格子である。第１格子１４は、Ｘ線源格子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してもよいし、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してもよい。第１格子１４のスリット周期（格子周期、後述する式においてｄ１（μｍ）とする。）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。また、スリットの高さは１〜１００（μｍ）である。
Like the X-ray source grating 12, the first grating 14 (G1 grating) has a grating structure in which a plurality of slits are arranged in the x direction orthogonal to the z direction that is the X-ray irradiation axis direction. It is a first diffraction grating that produces a Talbot effect by diffracting X-rays. The
第２格子１５（Ｇ２格子）は、Ｘ線源格子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格子構造を有し、第１格子１４により回折されたＸ線を回折する第２の回折格子である。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（格子周期、後述する式においてｄ２（μｍ）とする。）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。また、スリットの高さは１〜１００（μｍ）である。
なお、第１格子１４（Ｇ１格子）及び第２格子１５（Ｇ２格子）の形成手法等は、ここに例示したものに限定されない。
Similar to the X-ray source grating 12, the second grating 15 (G2 grating) has a grating structure in which a plurality of slits are arranged in a direction perpendicular to the z direction, which is the X-ray irradiation axis direction. This is a second diffraction grating that diffracts the X-rays diffracted by one
In addition, the formation method of the 1st grating | lattice 14 (G1 grating | lattice) and the 2nd grating | lattice 15 (G2 grating | lattice) etc. are not limited to what was illustrated here.
第１格子１４（Ｇ１格子）及び第２格子１５（Ｇ２格子）は、大サイズ化のために複数の小サイズ格子を貼り合わせた複合化格子であってもよい（図２２（ｃ）参照）。
第１格子１４（Ｇ１格子）及び第２格子１５（Ｇ２格子）が複合化格子である場合には、Ｘ線検出器１６の検出器平面と平行となるように（すなわち平面的に）各小サイズ格子を貼り合わせて複合化してもよいし、Ｘ線検出器１６の検出器平面に対して所定の曲率を有するように各小サイズ格子を傾けて貼り合せ（例えば、図２２（ｃ）参照）、側面視においてほぼ凹面状となるように複合化してもよい。
なお、ここで曲率とは、曲面のおける湾曲の程度に限定されず、多角形近似の面の全体としての湾曲の程度も含むものである。「所定の曲率」をどの程度とするかは、Ｘ線源１１と格子との間の距離や格子サイズや格子高さ等によって適宜設定される。
The first lattice 14 (G1 lattice) and the second lattice 15 (G2 lattice) may be a composite lattice in which a plurality of small size lattices are bonded to increase the size (see FIG. 22C). .
When the first grating 14 (G1 grating) and the second grating 15 (G2 grating) are composite gratings, the small gratings are parallel to the detector plane of the X-ray detector 16 (that is, in plan). The size grids may be combined to form a composite, or each small size grid may be tilted and bonded so as to have a predetermined curvature with respect to the detector plane of the X-ray detector 16 (see, for example, FIG. 22C). ), And may be combined so as to be substantially concave in a side view.
Here, the curvature is not limited to the degree of curvature in a curved surface, but also includes the degree of curvature as a whole of a polygonal approximate surface. The degree of the “predetermined curvature” is set as appropriate depending on the distance between the
保持部１４１は、第１格子１４及び第２格子１５を一体的に保持するものである。
図９に示すように、保持部１４１は、保持部材１４１ａ〜１４１ｃが側面から見てほぼコ字状になるようにねじ止めされて構成されたものであり、第１格子１４、第１格子調整部１４３、第２格子１５、第２格子調整部１５１等を一体的に保持している。
なお、本実施形態では、保持部１４１が第１格子１４及び第２格子１５をを片側のみで保持しているが、格子の保持の仕方はこれに限定されず、第１格子１４及び第２格子１５を両側で保持してもよい。この場合には、例えば、保持部１４１に第１格子１４及び第２格子１５を簡易に保持する保持機構を設けて、第１格子１４及び第２格子１５の一方側を駆動部１５０により保持させ、他方側をこの簡易な保持機構に保持させる等の構成によることが好ましい。また、第１格子１４及び第２格子１５を３点等、さらに複数個所で保持してもよく、さらに、第１格子１４及び第２格子１５全体を保持する構成としてもよい。
The holding
As shown in FIG. 9, the holding
In the present embodiment, the holding
この保持部１４１は、駆動部１５０が設けられた基台取付部１４２に取り付けられ、基台取付部１４２は基台部１９に固定される。この保持部１４１は、当該駆動部１５０の駆動により、図示しないガイドレールに沿ってｘ方向に移動するようになっている。
なお、保持部１４１は、基台取付部１４２を基台部１９に固定した後に取り付けてもよいし、予め基台取付部１４２に組み付け、然る後、当該組み付け体を基台部１９に固定するようにしてもよい。
保持部１４１や基台取付部１４２等は、例えば鋳造により形成される。なお、保持部１４１や基台取付部１４２等を形成する手法は特に限定されないが、例えばダイカスト等の精密な加工が可能な手法によることが好ましい。
The holding
The holding
The holding
ここで、第１格子調整部１４３は、第１格子１４のｘ、ｙ、ｚ方向の位置やｘ、ｙ、ｚ軸周りの回転角度を調整するための機構である。第２格子調整部１５１は、第２格子１５のｘ、y、ｚ方向の位置やｘ、ｙ、ｚ軸周りの回転角度を調整するための機構である。第１格子調整部１４３及び第２格子調整部１５１は、モーター等により自動的に第１格子１４及び第２格子１５の調整を行うものである。なお、第１格子調整部１４３及び第２格子調整部１５１の構成は、ここに例示したものに限定されない。例えば、図１０に示すように、第１格子調整部１４４及び第２格子調整部１５２は、それぞれ複数の調整用ねじ等を備え、手動により第１格子１４及び第２格子１５を調整する構成であってもよい。
第１格子調整部１４３及び第２格子調整部１５１は、第１格子１４及び第２格子１５の格子面が互いに平行になるように調整するとともに、Ｘ線源格子１２の格子面に対して平行になるように調整する。
なお、上記の第１格子調整部１４３（または第１格子調整部１４４）及び第２格子調整部１５１（または第２格子調整部１５２）は必ずしも必要では無く、保持部１４１を含む一連の部品精度アップや組立工程に於ける治具調整等によって不使用とすることもできる。この場合には装置の一層の軽量化が図られるとともに、駆動部１５０のモーター負荷低減を図ることができるため好ましい。
Here, the first
The first
Note that the first lattice adjustment unit 143 (or the first lattice adjustment unit 144) and the second lattice adjustment unit 151 (or the second lattice adjustment unit 152) are not necessarily required, and a series of component accuracy including the holding
駆動部１５０は、保持部１４１をｘ方向に移動させることで、保持部１４１に保持された第１格子１４及び第２格子１５をＸ線源格子１２に対してｘ方向に相対的に移動走査させるための駆動手段である。
駆動部１５０は、回折格子ユニット１４０の重心位置に近い位置に設けられる。本実施形態のように縦型のＸ線撮影装置１ａにおいては、駆動部１５０をこのような位置に設けることにより、回折格子ユニット１４０を安定させることができ、回折格子ユニット１４０のｘ、ｙ、ｚ軸周りにおけるがたつき（すなわち、ピッチング、ローリング、ヨーイング）を最小限に抑えることができ、がたつきによる画像への影響を防ぐことができる。
The
The driving
本実施形態におけるＸ線撮影装置１ａのような縦型の据置型の撮影装置の場合、Ｘ線源格子１２（Ｇ０格子）を移動させる場合には、基台部１９（フレーム）の剛性によっては、外乱等により格子移動方向（本実施形態ではｘ方向）以外の変位を拾い誤差を生み易く、送り精度が不安定になる。
また、Ｘ線源格子１２が存在するＸ線源１１の周辺には、図４に示すように、照射野絞り１１２、フィルター１１３、光照射野確認部６のように多数の部品が存在しており、これらを避けてＸ線源格子１２の駆動機構を配置するには複雑な機構が必要となり、駆動範囲も制限される。また、Ｘ線源格子１２の駆動機構のメンテナンス時に照射野絞り１１２や光照射野確認部６等が邪魔になり、メンテナンス性が悪い。また、Ｘ線源格子１２及びその駆動機構をＸ線源１１と独立して設計することができず、設計の自由度が狭く、拡張性が低い。更に、Ｘ線源格子１２の駆動機構はＸ線源１１近傍に配置されるのでＸ線源１１の熱や振動の影響を受け易く、安定してＸ線源格子１２を動かすことが難しい。
In the case of a vertical stationary imaging apparatus such as the
Further, in the vicinity of the
この点、本実施形態のように、基台部１９（フレーム）の下部に配置されている第１格子１４（Ｇ１格子）及び第２格子１５（Ｇ２格子）を移動させる場合は、重心位置が低いために、外乱に対しても基台部１９（フレーム）の変位量が小さく、格子移動方向（本実施形態ではｘ方向）以外の誤差を生じにくく、第１格子１４及び第２格子１を安定して移動させることができる。なお、本実施形態では、Ｘ線源１１等を基台部１９（フレーム）とは別の支柱１７に取り付ける構成としているが、Ｘ線源１１等を基台部１９（フレーム）を一体に搭載する場合等は、第１格子１４（Ｇ１格子）及び第２格子１５（Ｇ２格子）を移動させることによる上記メリットが、特に顕著に表れる。
また、第１格子１４及び第２格子１５を同時に同方向に同じ量だけＸ線源格子１２に対して相対移動させて撮影を行う。この場合の第１格子１４及び第２格子１５の各ステップの移動量は、Ｘ線源格子１２を相対移動させるときと同じ（方向は逆方向）であるため、Ｘ線源格子１２を移動させる場合と同様に、第１格子１４又は第２格子１５のいずれかを単独で移動させたときに比べて、駆動部１５０の移動量誤差の割合を低減することができる。また、第１格子１４及び第２格子１５は、図１等に示すようにＸ線源１１から離れた位置にあるため、上述のＸ線源格子１２を移動させる場合に比べてメンテナンス性、拡張性に優れている。更に、第１格子１４及び第２格子１５を保持部１４１により一体的に保持してユニット化することで、移動させるための駆動機構が1つですみ（駆動部１５０）、また、狭周期の２つの格子の相対移動を抑え、撮影中及び撮影間の両者の相対的なずれにより再構成画像にのる偽像の強度を小さくすることができる。
In this regard, when the first grid 14 (G1 grid) and the second grid 15 (G2 grid) arranged at the lower part of the base 19 (frame) are moved as in the present embodiment, the position of the center of gravity is Since the displacement is low, the displacement of the base portion 19 (frame) is small even against disturbance, and errors other than the lattice movement direction (x direction in the present embodiment) are unlikely to occur, and the
Further, the
駆動部１５０の駆動方式は、例えば、ボールねじ方式、リニアモーター方式、ピエゾ駆動方式などの微小な精密送り可能な方式であればいずれの方式でもよい。
また、駆動部１５０は、リニアスケールやエンコーダー等を用いたフィードバック機構（図示せず）を搭載していることが好ましい。
駆動部１５０にリニアスケールを用いたフィードバック機構を搭載する場合には、搭載するフィードバック用リニアスケールは格子の移動量（格子送り量）の１０分の１程度の分解能を有するものであることが好ましい。
The driving method of the
The
When a feedback mechanism using a linear scale is mounted on the
上記Ｘ線源格子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）、付加フィルター：アルミ１．６（ｍｍ）
Ｘ線源１１の焦点からＸ線源格子１２までの距離Ｄ１ ： ２４０（ｍｍ）
Ｘ線源格子１２から第１格子１４までの距離Ｒ１ ：１１１０（ｍｍ）
Ｘ線源格子１２から第２格子１５までの距離Ｒ１＋ｚｐ：１３７０（ｍｍ）
Ｘ線源格子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 X-ray source grating 12, the
Focal diameter of X-ray tube of X-ray source 11: 300 (μm), tube voltage: 40 (kVp), additional filter: aluminum 1.6 (mm)
Distance D 1 from the focal point of the
Distance from the X-ray source grating 12 to the first grating 14 R 1 : 1110 (mm)
Distance from the X-ray source grating 12 to the second grating 15 R 1 + z p : 1370 (mm)
X-ray
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)
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二次元状に配置され、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。Ｘ線検出器１６は第２格子１５に当接するように基台部１９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。
The
The pixel size of the
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線をシンチレーター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。
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。
As the
Note that imaging means such as a CCD (Charge Coupled Device) or an X-ray camera may be used as the
被写体台１３は、撮影時に被写体となる患者の手指等を載置するものである。被写体台１３の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、撮影時の手ぶれ等の体動を防ぐことができる。 The subject table 13 is used to place a patient's fingers and the like that are subjects at the time of photographing. 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 imaging is placed within the X-ray irradiation range (in the imaging possible region), the elbow portion of the patient It is preferable that the arm rest portion is configured to have a length dimension so that the arm rest portion can be placed. By placing the finger to the elbow part on the subject table 13, the position and posture of the finger that is the subject of photographing can be stabilized, and body movement such as camera shake during photographing can be prevented.
図３及び図５に示すように、本実施形態では、被写体台１３は、キャスタ１３１を備える脚部１３２を有する被写体台基台部１３０を備え、支柱１７や基台部１９から独立している。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。
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。例えば被写体台基台部１３０の全ての脚部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。
As shown in FIGS. 3 and 5, in this embodiment, the subject table 13 includes a subject
The configuration of the subject table 13 is not limited to the example illustrated here. For example, the
図３に示すように、被写体台１３の上面であって、第２のカバーユニット２２の上部カバー部材２２２の上には、樹脂あるいは金属等により形成され、被写体を保持する被写体台上面板３が図示しない固定用ピンによりピン止め固定されている。上部カバー部材２２２には被写体台上面板３の固定用ピンに対応する位置に貫通孔が形成されており、被写体台上面板３は、第２のカバーユニット２２を基台部１９に取り付けた後に上部カバー部材２２２の上から被写体台基台部１３０に固定される。
被写体台上面板３は、例えば固定用ピンの高さ方向の固定位置を複数段階に調整することにより、被写体を保持する高さを調製することができるようになっていることが好ましい。これにより、被写体台上面板３の固定用ピンの固定位置を調整することで被写体台１３の上に保持される被写体とＸ線源１１との距離を撮影に適した所定の距離に保つことができる。
As shown in FIG. 3, on the upper surface of the subject table 13 and on the
It is preferable that the subject table
被写体台上面板３のほぼ中央部には円形の切り欠き部３０１が設けられており、この切り欠き部３０１には円形の回転板３０２が回転可能に装着されている。回転板３０２を回転させることにより、この回転板３０２の上に載置される被写体保持部材３０（図１１等参照）の向きや位置等を簡易に変更・修正することができる。これにより第１格子１４及び第２格子１５のスリット向き、角度に対する被写体の向き、角度を簡易に変更・修正することができ、容易にポジショニングの修正等を行うことができる。
また、本実施形態におけるＸ線撮影装置１ａのように縞走査方式により関節部分の撮影を行う場合には、干渉縞が現れたモアレ画像を得るために、Ｘ線源格子１２、第１格子（第１の回折格子）１４及び第２格子（第２の回折格子）１５のスリットの向き・角度と被写体の向き・角度とを適切に調整する必要がある。この点、Ｘ線源格子１２、第１格子１４及び第２格子１５は非常に精密に構成されたものであり、これを移動、調整すると精度を保つことが難しい。この点、被写体台上面板３の被写体を載置する部分を回転可能に構成することにより、被写体側を動かすことで適宜調整を行うことができる。なお、回転板３０２を回転させすぎるとかえってモアレ画像を得ることができなくなる。このため、回転板３０２は、例えば所定の初期位置から４５度等、一定の範囲内で回転可能に構成してもよい。
被写体台上面板３の上であって回転板３０２の周縁部近傍には、回転板３０２を固定する回転板固定用ピン３０３が設けられており、回転板３０２を固定可能となっている。
A
Further, when the joint part is imaged by the fringe scanning method as in the
A rotating
この回転板３０２のほぼ中央部であって第１格子１４及び第２格子１５に対応する位置には、ほぼ円形の切り欠き部３０４が設けられており、Ｘ線源１１からのＸ線照射を妨げないようになっている。
図３に示すように、この切り欠き部３０４には、アクリルやガラス等のＸ線低吸収材料で形成されたほぼ円形の板部材３０５が装着されている。
なお、この板部材３０５は、その上面が回転板３０２の上面よりも僅かに低い位置となるように配置されることが好ましい。これにより、被写体台上面板３の回転板３０２の上面に後述する被写体保持部材３０等が載置、固定された場合に、板部材３０５の表面に被写体保持部材３０等が接触するのを避けることができ、板部材３０５の表面が傷等の損傷を受けることを防いで耐久性を向上させることができる。
A substantially
As shown in FIG. 3, a substantially
The
被写体台上面板３の回転板３０２の上であって板部材３０５を挟むほぼ対称位置には、互いにほぼ平行に形成された長孔３０６が設けられており、この長孔３０６には、それぞれ図１１等に示す被写体保持部材３０を固定するための保持部材固定用ピン３０７が設けられている。
被写体台上面板３の上には、被写体保持部材３０が着脱自在に載置されるようになっている。本実施形態では、同一箇所について複数回撮影が行われるが、被写体保持部材３０は、その一連の撮影の間、手指等の被写体が動いたりずれたりしないように被写体の位置を保持・固定するためのものである。
本実施形態では、被写体としての指を固定する指用の被写体保持部材３０の他に、脚の膝等が被写体となる場合にこれを固定する膝用の被写体保持部材４０を被写体台上面板３の上に載置することができるようになっている。
なお、被写体台上面板３の上に載置可能な被写体保持部材は、ここに例示したものに限定されない。各種の被写体保持部材を用意して、撮影部位や被写体の状態（例えば患者の指の曲がり具合）等に応じて最も撮影に適した位置、角度で被写体を固定できる被写体保持部材を適宜選択できるようにしてもよい。
A
In the present embodiment, in addition to the finger
Note that the subject holding member that can be placed on the subject
図１１は、指用の被写体保持部材３０を示す斜視図である。なお、図１１では、被写体である指及びこれに繋がる手全体を二点鎖線で示している。
図１１に示すように、指用の被写体保持部材３０は、ベース部材３１と、ベース部材３１に連設される指固定機構部３２とを備えている。なお、指用の被写体保持部材３０は、左右の指に共通で使用できる形状となっている。
ベース部材３１における手挿入方向手前側（図１１において右側）には、被写体である指に繋がる手を安定させるための手保持部３１１が設けられている。手保持部３１１は、手首及び手の平部分を載置する手載置部３１２と、被写体となる指以外の指を掛けることのできる指掛け部３１３とを備えている。また、手保持部３１１における手挿入方向手前側（図１１において右側）には、手首を固定するベルト３１４が設けられている。
FIG. 11 is a perspective view showing the
As shown in FIG. 11, the finger
A
指固定機構部３２は、被写体である指を固定する指ホルダユニット３２１と、指ホルダユニット３２１の各部を動作させるための駆動ユニット部３２２とを備えている。
図１２は、図１１の被写体保持部材３０の指ホルダユニット３２１の要部拡大斜視図であり、図１３は、図１２の指ホルダを締めた状態を示した要部拡大斜視図である。
図１２及び図１３に示すように、指ホルダユニット３２１は、上下方向から指を挟み込んで押える指ホルダ３２３と、この指ホルダ３２３の側部に設けられた、板状ガイド部材３２４と、指ホルダ３２３を下面側から支持するとともに、指ホルダ３２３を指の延在方向に沿って案内するガイドレール部材３２７とを有している。
なお、ここでは被写体保持部材３０が指ホルダユニット３２１を１つ備え、指を１本だけ保持する構成のものを例示するが、指ホルダユニット３２１を複数並べれて配置すれば、被写体保持部材３０に複数本の指を一度に保持して撮影を行うことも可能である。
The
12 is an enlarged perspective view of a main part of the
As shown in FIGS. 12 and 13, the
In this example, the
指ホルダ３２３は、下側の下部ホルダ部材３２３ａとこの下部ホルダ部材３２３ａに上側から被せられ下部ホルダ部材３２３ａと嵌り合うように構成された上部ホルダ部材３２３ｂとを備えて構成されている。
下部ホルダ部材３２３ａは、上面及び指の挿入方向手前側が開口した箱状の部材である。
下部ホルダ部材３２３ａの内部下側には、指を載置する指載置部３２３ｅが設けられている。指載置部３２３ｅには、指に沿うように窪みが設けられていることが好ましい。また、指載置部３２３ｅは、挟み込まれる指に負担が掛からないようにある程度の柔軟性を有する樹脂等で形成されていることが好ましい。指載置部３２３ｅの横幅は、下部ホルダ部材３２３ａの側壁と指載置部３２３ｅとの間に僅かな隙間ができるように、下部ホルダ部材３２３ａの横幅よりも僅かに狭くなっている。
下部ホルダ部材３２３ａの外側面には、ほぼ水平方向に配置された２つの係止突起３２３ｃが設けられている。また、上部ホルダ部材３２３ｂの外側面には、ほぼ水平方向に配置された２つの係止突起３２３ｄが設けられている。
上部ホルダ部材３２３ｂは、下面及び指の挿入方向手前側が開口した箱状の部材である。
上部ホルダ部材３２３ｂの側壁は外側壁３２３ｆと外側壁３２３ｆよりも高さ方向の長さの長い内側壁３２３ｇとで構成されている。内側壁３２３ｇは、下部ホルダ部材３２３ａの側壁と指載置部３２３ｅとの間の隙間に入り込むようになっており、これにより、下部ホルダ部材３２３ａと上部ホルダ部材３２３ｂとが嵌り合うようになっている。
The
The
A
Two locking
The
The side wall of the
板状ガイド部材３２４の下側であって下部ホルダ部材３２３ａの係止突起３２３ｃに対応する位置には、それぞれ長孔３２４ａが形成されている。また、当該長孔３２４ａの上方であって、上部ホルダ部材３２３ｂの係止突起３２３ｄに対応する位置には、指挿入方向の奥側から手前側に向かって下向きに傾斜する長孔３２４ｂがそれぞれ設けられている。各長孔３２４ａには係止突起３２３ｃが長孔３２４ａに沿って移動可能に係止され、各長孔３２４ｂには係止突起３２３ｄが長孔３２４ｂに沿って移動可能に係止されている。
板状ガイド部材３２４には、駆動ユニット部３２２内の図示しない巻き上げ機構に連結されたワイヤ３２６が接続されている。板状ガイド部材３２４は、ワイヤ３２６の巻き上げに応じて、各長孔３２４ａ，３２４ｂにそれぞれ係止突起３２３ｃ，３２３ｄが係止された状態で、指ホルダ３２３の外側面に沿ってスライド移動可能となっている。
A
図１２に示すように、各長孔３２４ｂの最も高い位置に上部ホルダ部材３２３ｂの係止突起３２３ｄが位置しているときには、上部ホルダ部材３２３ｂは、下部ホルダ部材３２３ａの上方に位置して指ホルダ３２３内の上下方向の幅が広く保たれた状態（すなわち、指ホルダ３２３内の指が自由に動ける状態）となる。また、ワイヤ３２６の巻き上げによって板状ガイド部材３２４がスライド移動すると、上部ホルダ部材３２３ｂの係止突起３２３ｄが各長孔３２４ｂの中を下方向に案内されていく。これにしたがって上部ホルダ部材３２３ｂが下方向に押し下げられ、上部ホルダ部材３２３ｂの内側壁３２３ｇが、下部ホルダ部材３２３ａの側壁と指載置部３２３ｅとの間の隙間に入り込むことで下部ホルダ部材３２３ａと上部ホルダ部材３２３ｂとが徐々に嵌り合う。そして、図１３に示すように、係止突起３２３ｄが各長孔３２４ｂの最も低い位置に位置したときに、上部ホルダ部材３２３ｂの外側壁３２３ｆの下端面が、下部ホルダ部材３２３ａの側壁の上端面と接する位置まで下降する。このとき、指ホルダ３２３内の上下方向の幅は最も狭くなり、指ホルダ３２３内の指がきつく挟み込まれた状態となる。
As shown in FIG. 12, when the locking
また、指ホルダ３２３には、駆動ユニット部３２２内の図示しない巻き上げ機構に連結されたワイヤ（図示せず）が接続されている。指ホルダ３２３は、ワイヤの巻き上げに応じて、ガイドレール部材３２７に沿って指の延在方向にスライド移動可能となっている。
図１４は、ワイヤの巻き上げによって、指ホルダ３２３を指先方向（図１４において左側）にスライド移動させた状態を示している。指ホルダ３２３に指を挟みこんだ状態で指ホルダ３２３を指先方向にスライド移動させることにより、被写体である指が指の延在方向に引き伸ばされ、関節軟骨を撮影しやすい状態とすることができる。
The
FIG. 14 shows a state in which the
ガイドレール部材３２７の下部には、駆動ユニット部３２２に設けられている昇降アーム３２２ａの上端が連結されている。
図１５は、図１１の被写体保持部材３０の指ホルダユニット３２１に角度をつけた状態を示す斜視図である。
昇降アーム３２２ａは、例えば、螺旋状に連続的に歯が切られた「ウォーム」（「ねじ歯車」）と、円盤の側面に「ウォーム」の歯と噛み合う円弧状の歯が切られた「ウォームホイール」とを備えるウォームギアシステムによって、昇降動作を行う。
昇降アーム３２２ａが上方向に突出するに伴って、指ホルダユニット３２１がほぼ水平である状態から指の先端側が指の根元側よりも高い位置となるように徐々に傾斜する。これにより、指ホルダ３２３に保持されている指に所望の角度をつけることができる。
なお、昇降アーム３２２ａを昇降させる機構は、ここに例示したものに限定されない。
関節軟骨は見えにくく、骨の裏側に重なり合うと画像として現れない等、僅かな角度の違いによって見えたり見えなかったりする。この点、指に適宜角度をつけることにより、三次元的な指のポジショニングを行うことができる。
The lower end of the
FIG. 15 is a perspective view showing a state in which the
The elevating
As the elevating
The mechanism for raising and lowering the
Articular cartilage is difficult to see and may not be visible or visible due to a slight difference in angle, such as not appearing as an image if it overlaps the back of the bone. In this regard, three-dimensional finger positioning can be performed by appropriately setting an angle on the finger.
駆動ユニット部３２２には、３段で構成された操作ボタン３２２ｂが設けられている。本実施形態では、操作ボタン３２２ｂはユーザが手動で回転操作を行うことで各種設定を行うダイヤルとなっており、それぞれが１又は複数の歯車やワイヤ３２６等と接続されている。
本実施形態において、操作ボタン３２２ｂのうちのいずれか１段は、ワイヤ３２６と接続され、操作ボタン３２２ｂを回転操作することでワイヤ３２６を巻き上げ、板状ガイド部材３２４を指の先端側に引っ張るようになっている。これにより、指ホルダ３２３による指の締め付け具合が調整される。
また、操作ボタン３２２ｂのうちの他の１段は、指ホルダ３２３に接続されているワイヤと接続され、操作ボタン３２２ｂを回転操作することでワイヤを巻き上げ、指ホルダ３２３をガイドレール部材３２７に沿って指の先端側に引っ張るようになっている。これにより、指ホルダ３２３に保持された指が指の延在方向に伸ばされる。
さらに、操作ボタン３２２ｂのうちの他の１段は、昇降アーム３２２ａを動作させるウォームギアシステムに接続されており、操作ボタン３２２ｂを回転操作することで昇降アーム３２２ａを昇降動作させる。これにより、指ホルダ３２３の角度が調整される。
なお、操作ボタン３２２ｂの構成、配置等は、これに限定されない。
The
In the present embodiment, any one of the
The other one of the
Further, the other one of the
Note that the configuration, arrangement, and the like of the
本実施形態では、このように、指ホルダ３２３による指の締め付け具合の調整と、指ホルダ３２３による指の引っ張り具合の調整と、指ホルダ３２３の角度の調整とを１箇所に設けられた操作ボタン３２２ｂの各段をそれぞれ順番に調整することで行うことができるようになっている。このため、患者の指の固定を迅速に行うことができる。
なお、リウマチ等の症状が進んでいる場合、指を引っ張ることは痛みが激しく患者に負担を強いることになるため、指を固定する手順としては、まず指を締め付け、その後、撮影したい患部の位置や状況に応じて指ホルダ３２３に角度を付け、これのみでは十分に撮影に適した状態に固定できないと判断される場合に、さらに指を挟みこんだ状態で指ホルダ３２３を指先方向に引っ張り指の関節を伸ばすようにすることが好ましい。撮影したい患部の位置や状況によっては、指を引っ張るにしても引っ張る角度や方向によって関節部分の見え方が変わってしまう場合もある。この意味でも、指ホルダ３２３の角度調整を行った後に指を引っ張ることが効果的である。
In the present embodiment, the operation buttons provided in one place for adjusting the finger tightening degree with the
In addition, if symptoms such as rheumatism are advanced, pulling the finger is very painful and burdens the patient, so the procedure for fixing the finger is to first tighten the finger and then the position of the affected area to be photographed. When it is determined that the
また、駆動ユニット部３２２には、操作ボタン３２２ｂによって操作、設定された指の固定状態を解除する解除ボタン３２２ｃが３つ設けられている。
各解除ボタン３２２ｃは、操作ボタン３２２ｂの各段にそれぞれ対応しており、例えば、指ホルダ３２３による指の締め付け具合を調整する操作ボタン３２２ｂに対応する解除ボタン３２２ｃが押下されると、指ホルダ３２３による指の締め付けが解除され、指ホルダ３２３による指の引っ張り具合を調整する操作ボタン３２２ｂに対応する解除ボタン３２２ｃが押下されると、指ホルダ３２３による指の引っ張りが解除され、指ホルダ３２３の角度を調整する操作ボタン３２２ｂに対応する解除ボタン３２２ｃが押下されると、指ホルダ３２３を水平状態に戻すことができる。
なお、解除ボタン３２２ｃの構成、配置等は、これに限定されない。全ての指固定を１度で解除できるような解除ボタンを設けてもよい。
The
Each
Note that the configuration, arrangement, and the like of the
図１６は、膝用の被写体保持部材４０を示す平面図であり、図１７は、被写体保持部材４０の上に患者の足を載置した状態を示す平面図である。
図１６に示すように、膝用の被写体保持部材４０は、保持部材本体４１と、保持部材本体４１を固定するためのベルト４２を備えている。なお、被写体保持部材４０は図示しない固定部材により被写体台１３に固定されている。
保持部材本体４１は、樹脂等で形成された袋状の部材の内部に、開口４１３を介して、樹脂で形成された細かい小粒体（図示せず）を充填し、しかる後、蓋４１３aにて閉成したものである。
袋状の部材を形成する材料は、気体を通さないものであれば特に限定されない。また、内部に充填される小粒体は、袋状の部材の内部の空気を抜いていったときに、互いに隙間を埋め合って位置が固定されるものであればよく、特にその材料、形状等は限定されない。例えば、ある程度粒の細かい各種のペレット、ビーズ等を、保持部材本体４１の内部に充填される小粒体として適用することができる。なお、小粒体はいくつかの袋に小分けされて当該袋ごと保持部材本体４１の内部に入れられてもよい。
保持部材本体４１のほぼ中央であって、膝部分にあてがわれる部分は開口部４１１となっており、Ｘ線の照射が阻害されないようになっている。
保持部材本体４１には数箇所に仕切り部４１２が設けられている。仕切り部４１２は、袋状の部材の内部を溶着する等により設けられており、小粒体が袋状の部材の内部で偏ることを防止している。
また、保持部材本体４１には、図示しない吸引口が設けられ、保持部材本体４１内部の空気を吸引する際には、図示しないポンプ等がこの吸引口に接続される。更に、ポンプにより空気を吸引した後、空気が保持部材本体４１の内部に逆流しないように吸引口には逆止弁が接続されている。なお、吸引口は、ポンプ等が接続しやすい位置に適宜設けられる。
FIG. 16 is a plan view showing the
As shown in FIG. 16, the knee
The holding member
The material for forming the bag-shaped member is not particularly limited as long as it does not pass gas. In addition, the small particles filled in the inside may be anything as long as the position is fixed by filling the gap when the air inside the bag-like member is drawn out, especially the material, shape, etc. Is not limited. For example, various kinds of pellets, beads, and the like that are fine to a certain degree can be applied as small particles filled in the holding member
The portion of the holding member
The holding member
The holding
保持部材本体４１には、保持部材本体４１を仮固定するための仮止部材４３が設けられていることが好ましい。仮止部材４３は、例えば雄或いは雌の起毛群よりなる面ファスナー（例えば、マジックテープ（登録商標）、ベロクロファスナー）であり、患者の膝に装着した際、内側となる面（患者の脚に接する面）及び患者の膝に装着した際にこれに対応する位置に、それぞれ縫着等により取り付けられている。なお、仮止部材４３を患者の膝に装着した際に内側となる面（患者の脚に接する面）のみに設けて、これを保持部材本体４１の表面に直接仮止めする構成としてもよいが、保持部材本体４１の表面状態によっては、前記面ファスナーとの係合力が充分には得られない場合もあるため、対応する位置にそれぞれ雌或いは雄の被仮止部材を設けて、係合力を確保することが好ましい。
仮止部材４３を設けることにより、ベルト４２によって保持部材本体４１を固定する前に、保持部材本体４１を仮固定し、位置等の微調整を行うことができるので好ましい。
The holding member
Providing the temporary fixing
被写体保持部材４０を使用する際は、図１７に示すように、患者の足を膝が開口部４１１の上に位置するように保持部材本体４１に載置する。そして、図１８（ａ）に示すように、保持部材本体４１の脚に巻きつけて、ベルト４２により固定する。なお、必要に応じて、ベルト４２による固定の前に仮止部材４３により仮固定を行って、膝の位置や角度を調整する。また、膝を固定する際には、図１８（ｂ）に示すように、膝の裏側に、膝の角度を所定の角度に保つための膝保持部材４５をあてがうことが好ましい。膝は１２０度程度の角度にしたときに最も撮影に適した状態となるため、膝保持部材４５は、膝の角度を１２０度程度に固定する形状であることが好ましい。膝を単に曲げた状態で載置するだけでは安定しないが、このように膝保持部材４５をあてがうことにより、所定の角度を保ったまま膝を安定させることができる。
さらに、膝の関節が撮影に適した位置、角度となるようにポジショニングをした上で、この状態で、吸引口にポンプ等を接続し、保持部材本体４１内部の空気を抜くと、内部に充填されている小粒体が互いに隙間を埋め合って位置が固定され、硬く締まって保持部材本体４１の形状を維持する。
図１９は、保持部材本体４１の内部の空気が抜かれて、保持部材本体４１が硬化した状態を示した図である。図１９では、保持部材本体４１の内部の小粒体が袋状の部材に押し付けられて、小粒体による凹凸が袋状の部材の表面に浮き出している。この状態において、保持部材本体４１内に保持された患者の脚（特に被写体となる膝部分）は、ポジショニングされた位置や角度のまま、被写体保持部材４０によって固定される。なお、この固定状態において、図１８（ａ）に示すように、膝の裏側には開口部４１１が配置され、膝の表側には保持部材本体４１及びベルト４２が掛からないため、Ｘ線撮影装置１ａによる撮影の際、膝部分へのＸ線の照射が阻害されない。
このような被写体保持部材４０によれば、ポンプにより保持部材本体４１内部の空気を吸引するだけで膝の固定を行うことができるため、ポジショニングから撮影開始までの時間が短くすることができる。また、膝の関節に適宜角度をつけた状態で足を固定することができるため、三次元的な膝のポジショニングを行うことができる。さらに、膝を含む脚全体を保持部材本体４１で包みこむようにして固定し、保持部材本体４１が面で患者の脚に密着するようになっているため、患者が締め付けによる痛み等を感じにくくなっている。
When the
Furthermore, after positioning so that the knee joint is at a position and angle suitable for imaging, in this state, a pump or the like is connected to the suction port, and the air inside the holding
FIG. 19 is a view showing a state where the air inside the holding member
According to such a
なお、ここでは、指用の被写体保持部材３０及び膝用の被写体保持部材４０が手動で被写体の固定を行う場合を例としたが、指用の被写体保持部材３０や膝用の被写体保持部材４０による固定は手動による場合に限定されない。
例えば、指用の被写体保持部材３０の場合、ワイヤの巻き上げを行うモータ等の駆動機構を設けて、これを走査型タルボ装置１の制御部１８１等の制御装置と接続し、駆動機構のＯＮ／ＯＦＦを自動的に制御してもよい。この場合、例えばモータ回転量を把握し、患者毎に走査型タルボ装置１に記憶させておいてもよい。リウマチ等、経過観察が重要な疾患については、毎回同一条件で撮影を行うことが必要となるところ、このようにモータ回転量を患者毎に記憶させておけば、例えば、過去に撮影を行った患者のＩＤが入力されると、前回撮影時と同じ回転量だけモータを回転させることで、前回と同じポジショニングを自動的に行うことができる。
また、例えば、膝用の被写体保持部材４０の場合、保持部材本体４１内部の空気を吸引するポンプを走査型タルボ装置１の制御部１８１等の制御装置と接続し、ポンプのＯＮ／ＯＦＦを自動的に制御してもよい。
Here, although the case where the
For example, in the case of the
Further, for example, in the case of the
また、ここでは、被写体保持部材３０を指用の保持部材としたが、被写体保持部材３０に設けられている指ホルダ３２３の大きさを変えて、肘関節や膝関節等、他の関節部分を保持する保持部材として適用してもよい。また、被写体保持部材４０を膝用の保持部材としたが、被写体保持部材４０は膝用に限定されず、肘関節等を固定するために用いてもよい。さらに、保持部材本体４１の大きさを小さくすれば、指の関節等を固定する保持部材として適用することも可能である。
Also, here, the
図２０は、Ｘ線撮影装置１ａの本体部１８の要部構成を示すブロック図である。
図２０に示すように、Ｘ線撮影装置１ａの本体部１８は、制御部１８１、操作部１８２、表示部１８３、通信部１８４、記憶部１８５等を備えて構成されている。
FIG. 20 is a block diagram showing a main configuration of the
As shown in FIG. 20, the
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１ａの動作状況等を表示する。
The
The
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ー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ー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
The
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、各種処理を実行する。制御部１８１は、本体部１８外の各部（例えば、Ｘ線源１１、Ｘ線検出器１６、駆動部１５０、Ｘ線源格子調整部１２５、第１格子調整部１４３、第２格子調整部１５１等）に接続されており、Ｘ線撮影装置１ａの各部を制御する。例えば、制御部１８１は、コントローラー５から入力される撮影条件の設定情報に従って、Ｘ線源１１からのＸ線照射のタイミングやＸ線検出器１６による画像信号の読取タイミング等を制御する。
The
また、本実施形態では、制御部１８１は、回折格子ユニット１４０を移動させる駆動部１５０により第１格子１４及び第２格子１５（複数の格子）を所定の移動量Ｐ１移動せしめる毎に、Ｘ線検出器１６によって画像信号を読取り、これをｎ回繰返してｎ個のモアレ画像を生成するように制御する画像取得制御手段として機能する。
より具体的には、Ｘ線源格子１２と第１格子１４及び第２格子１５との第１の相対位置関係において（すなわち、複数の格子の第１の相対位置関係）、所定の移動量Ｐ１の移動毎にＸ線検出器１６によって画像信号を読取り、ｎ個の第１群のモアレ画像を生成せしめ、然る後に、駆動部１５０を動作させて、Ｘ線源格子１２と第１格子１４及び第２格子１５とを第１の相対位置関係とは異なる第２の相対位置関係とせしめ、再度、所定の移動量Ｐ１の移動毎にＸ線検出器１６によって画像信号を読取り、ｎ個の第２群のモアレ画像を生成せしめるように、装置各部を制御する。
In the present embodiment, the
More specifically, in the first relative positional relationship between the
また、本実施形態において、制御部１８１は、上述の指用の被写体保持部材３０又は膝用の被写体保持部材４０を用いて被写体のポジショニングを完了した後、本撮影を行う前に、ポジショニングの適否確認のためのプレ撮影を行うようにＸ線源１１、Ｘ線検出器１６等を制御する。
このプレ撮影はポジショニングを確認するだけのものであるため、通常のＸ線撮影と同様に骨等が正しい位置に写っているか否かが確認できればよい。このため、撮影回数は１回でよく、Ｘ線源１１から照射させるＸ線の線量は少なくてよい。例えば、本撮影＝１とした場合（臨床機での実質線量は約5ｍGy）に、プレ撮影＝1/25〜1/20（臨床機での実質線量は約0.2mGy）であることが好ましい。
なお、Ｘ線源１１の管電圧を通常の撮影時よりも高くして撮影することが好ましい。例えば、本撮影における管電圧が40KV（又は50KV）である場合、プレ撮影における管電圧は、これと同じでも良いが、60KV等、本撮影の場合よりも高管電圧とすることが好ましい。Ｘ線源１１の管電圧を上げた場合、被写体へのＸ線透過量を上げることができるため、撮影時間を短くすることができ、患者への負担を軽減することができる。
なお、上述の指用の被写体保持部材３０においてワイヤの巻き上げをモータ等の駆動機構により行い、駆動機構の動作を制御部１８１等の制御装置により制御することとした場合や、膝用の被写体保持部材４０において保持部材本体４１内部の空気を吸引するポンプを制御部１８１等の制御装置により制御することとした場合には、プレ撮影により取得された画像の解析結果からポジショニングが適切でないと判断される場合に、その結果をフィードバックして、被写体保持部材３０における駆動機構や被写体保持部材４０におけるポンプを動作させて、患者の撮影部位（被写体である患部）の角度や固定状態等を自動的に調整できるように構成してもよい。
In this embodiment, the
Since this pre-imaging is only for confirming positioning, it is only necessary to confirm whether or not a bone or the like is in the correct position as in normal X-ray imaging. For this reason, the number of imaging may be one and the dose of X-rays irradiated from the
Note that it is preferable to perform imaging while setting the tube voltage of the
It should be noted that in the above-described finger
コントローラー５は、オペレーターによる操作に従ってＸ線撮影装置１ａの撮影動作を制御し、Ｘ線撮影装置１ａにより得られたモアレ画像を用いて縞走査法により被写体の再構成画像を作成するコンピュータ装置である。
本実施形態では、コントローラー５は、Ｘ線撮影装置１ａの制御部１８１において生成されたｎ個の第１群のモアレ画像及びｎ個の第２群のモアレ画像に基づいて、被写体の再構成画像を生成する画像処理手段として機能する。
具体的には、コントローラー５は、１組目の撮影において生成されたｎ個（本実施形態では３個）の第１群のモアレ画像と２組目の撮影において生成されたｎ個（本実施形態では３個）の第２群のモアレ画像のうち、格子の欠損の影響を含まない画素情報（画素値）に基づいて被写体の再構成画像を生成する。
The
In the present embodiment, the
Specifically, the
再構成画像としては、例えば、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像の３種類の被写体の再構成画像が生成される。
吸収画像（Ｘ線吸収画像）は、モアレ縞の平均成分を画像化したものであり、被写体によるＸ線減衰量に応じてコントラストが付く。従来から診断に用いられており、医師等の医療従事者にとってなじみのある画像である。Ｘ線の吸収コントラストがつきやすい骨部の描写に優れている。
微分位相画像は、モアレ縞の位相情報を画像化したものであり、被写体によるＸ線波面の傾き量に応じてコントラストが付く。吸収画像よりも軟部組織の描写に優れている。
小角散乱画像は、モアレ縞のVisibilityを画像化したものであり、被写体によるＸ線散乱に応じてコントラストが付く（参照文献３：Distribution of unresolvable anisotropic microstructures revealed in visibility-contrast images using x-ray Talbot interferometry Wataru Yashiro et.al. PHYSICAL REVIEW B 84, 094106 (2011)参照。）。吸収画像よりも微細構造の描写に優れている。
As the reconstructed image, for example, three types of reconstructed images of the subject, that is, an absorption image, a differential phase image, and a small angle scattered image are generated.
The absorption image (X-ray absorption image) is an image of an average component of moire fringes, and has a contrast according to the amount of X-ray attenuation by the subject. The image has been used for diagnosis conventionally and is familiar to medical personnel such as doctors. Excellent depiction of bones where X-ray absorption contrast is likely.
The differential phase image is obtained by imaging phase information of moire fringes, and has a contrast according to the amount of inclination of the X-ray wavefront by the subject. It is superior to depict soft tissue than absorption images.
A small-angle scattered image is an image of the visibility of moire fringes, and contrast is added according to the X-ray scattering by the subject (Reference 3: Distribution of unresolvable anisotropic microstructures revealed in visibility-contrast images using x-ray Talbot interferometry. Wataru Yashiro et.al. PHYSICAL REVIEW B 84, 094106 (2011)). It is superior to the description of the fine structure than the absorption image.
上記３種類の再構成画像は、例えば、参照文献４（国際公開第２０１２／０２９３４０号公報）に記載のように、公知の手法により生成することができる。
まず、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像に、オフセット補正処理、ゲイン補正処理、欠陥画素補正処理、Ｘ線強度変動補正等が施される。次いで、補正後の被写体有りのモアレ画像に基づいて、被写体有りの３種類の再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）が生成される。また、補正後の被写体無しのモアレ画像に基づいて、被写体無しの３種類の再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）が生成される。
具体的には、複数のモアレ画像のモアレ縞を加算することにより吸収画像が生成される。また、縞走査法の原理を用いてモアレ縞の位相が計算され、微分位相画像が生成される。また、縞走査法の原理を用いてモアレ縞のVisibilityが計算され（Visibility＝振幅×平均値）、小角散乱画像が生成される。
そして、生成された被写体有りの再構成画像に対し、同種の被写体無しの再構成画像を用いて（例えば、被写体有りの小角散乱画像に対し、被写体無しの小角散乱画像を用いて）、モアレ縞の位相の除去と、画像ムラを除去するための補正処理が行われ、最終的な診断用の３種類の再構成画像が生成される。
The three types of reconstructed images can be generated by a known method, for example, as described in Reference Document 4 (International Publication No. 2012/029340).
First, an offset correction process, a gain correction process, a defective pixel correction process, an X-ray intensity fluctuation correction, and the like are performed on a moiré image with a subject and a moiré image without a subject. Next, three types of reconstructed images (absorption image, differential phase image, and small angle scattered image) with a subject are generated based on the corrected moire image with the subject. Further, three types of reconstructed images (absorption image, differential phase image, and small angle scattered image) without a subject are generated based on the corrected moire image without the subject.
Specifically, an absorption image is generated by adding moire fringes of a plurality of moire images. In addition, the phase of moire fringes is calculated using the principle of the fringe scanning method, and a differential phase image is generated. Further, the visibility of moire fringes is calculated using the principle of the fringe scanning method (Visibility = amplitude × average value), and a small-angle scattered image is generated.
Then, using the reconstructed image without the same kind of subject with respect to the generated reconstructed image with the subject (for example, using the small-angle scattered image without the subject with respect to the small-angle scattered image with the subject), the moire fringes Phase correction and correction processing for removing image unevenness are performed, and three types of reconstructed images for final diagnosis are generated.
なお、本実施形態では被写体の再構成画像を生成する画像処理手段としてコントローラー５を用いた例を説明するが、Ｘ線画像に様々な画像処理を施す専用の画像処理手段をＸ線撮影装置１ａと接続し、当該画像処理手段により再構成画像の作成を行うこととしてもよい。
In the present embodiment, an example in which the
次に、本実施形態における画像生成方法について説明する。
本実施形態の走査型タルボ装置１を用いて撮影を行う場合には、まず指用の被写体保持部材３０又は膝用の被写体保持部材４０を用いて患者の手指や膝の関節等、撮影対象となる被写体部分についてポジショニングを行い、被写体台１３の上に固定する。そして、本撮影を行う前に、通常のＸ線撮影における１回分程度の弱い線量のＸ線をＸ線源１１から照射させ、プレ撮影を行う。このプレ撮影において撮影された骨の位置等から被写体のポジショニングの適否を確認し、ポジショニングが適切でない場合には、ポジショニングの調整を行う。また、ポジショニングが撮影に適した正しいものとなっている場合には、そのまま本撮影を行う。
Next, an image generation method according to this embodiment will be described.
When imaging is performed using the
ここで、図２１を参照しつつ、走査型タルボ装置１による本撮影、すなわち、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影の原理について説明する。なお、図２１ではＸ線源格子１２を備えないタルボ干渉計の例を示しているが、本実施形態のようにＸ線源格子１２を備えるタルボ・ロー干渉計でも下記の撮影原理は同様である。
図２１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が自己像と概ね平行に配置され、第２格子１５を透過したＸ線によりモアレ画像（図２１においてＭｏで示す）が得られる。Ｘ線源１１と第１格子１４間に被写体（図２１においてＨで示す）が存在すると、被写体によってＸ線の位相がずれるため、図２１に示すようにモアレ画像上のモアレ縞は被写体の辺縁を境界に乱れる。このモアレ縞の乱れを、モアレ画像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の原理である。
Here, the principle of the main imaging by the
As shown in FIG. 21, when the X-rays emitted from the
本実施形態のＸ線撮影装置１ａ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、Ｘ線源格子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、Ｘ線源格子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
タルボ・ロー干渉計において、タルボ効果とロー効果によるモアレ縞を効果的に形成するためには、以下の（１）〜（３）の条件を保つ又は近い条件が必要である（参照文献５：W.Yashiro et al.,Efficiency of capturing a phase image using cone-beam x-ray Talbot interferometry.Opt.Soc.Am.,25,2025,2008.）
（１）タルボ効果で、第１格子１４の自己像が第２格子１５の面上に現れる条件
(1) Conditions under which the self-image of the
上記（１）〜（３）の拘束条件より、Ｘ線源格子１２、第１格子１４、第２格子１５の周期の関係は以下の（式４）となる。
本願発明者は、上記の関係からタルボ・ロー干渉計で形成されるモアレ縞の位相シフトΦは以下の（式５）で表せることを見出し、実験的に確認した。
この（式５）を用いることで、複数格子を移動させた際のモアレ縞の位相シフト量Φを算出することができる。
The inventor of the present application found out from the above relationship that the phase shift Φ of the moire fringes formed by the Talbot-Lau interferometer can be expressed by the following (Equation 5) and confirmed experimentally.
By using this (Formula 5), it is possible to calculate the phase shift amount Φ of moire fringes when a plurality of gratings are moved.
縞走査法の原理から、一連の撮影のうちｋステップ目（ｋ枚目。ｋ＝０、１、２・・・）に撮影された画像におけるモアレ縞の位相シフト量ΦＫの目標値は以下の（式６）となる。
そのため、下記（式７）を満たすようにｋステップ目の各格子の格子移動量（撮影開始前の基準位置からの相対移動量）ｍ０ｋ、ｍ1ｋ、ｍ2ｋを設定すればよい。ｍ０ｋはＸ線源格子１２の格子移動量、ｍ1ｋは第１格子１４の格子移動量、ｍ2ｋは、第２格子１５の格子移動量である。
撮影間の格子移動量を一定として簡略化して考えると、以下の（式８）を満たすように撮影間の各格子の相対移動量ｌ０、ｌ１、ｌ２を設定すればよい。
Therefore, the lattice movement amounts (relative movement amounts from the reference position before the start of imaging) m 0k , m 1k , and m 2k may be set so as to satisfy the following (Equation 7). m 0k is the amount of lattice movement of the
Considering the amount of movement of the lattice between photographings in a simplified manner, the relative amount of movement l 0 , l 1 , l 2 of each lattice during photographing may be set so as to satisfy the following (Equation 8).
本実施形態では、第１格子１４と第２格子１５とを同方向に同量移動させるＧ１Ｇ２移動法により撮影を行う。
このように、第１格子１４と第２格子１５を動かす場合（Ｇ１Ｇ２移動法）、ｌ０＝０であるので、撮影間のモアレ縞位相シフトΦは以下の（式９）で与えられる。
Thus, when the
ここで、第１格子１４と第２格子１５を同方向に同量移動させ、その移動量をｌとすると、撮影間のモアレ縞の位相シフトΦは、（式９）及び（式４）より
これは、第１格子１４と第２格子１５を同方向に同量移動させるＧ１Ｇ２移動法の場合、Ｘ線源格子１２のみを移動させる方法（Ｇ０移動法と呼ぶ）と移動量が同じで移動方向が逆であることを示している。
すなわち、第１格子１４と第２格子１５を動かす場合（Ｇ１Ｇ２移動法）において、例えば走査回数が３回である場合には、Ｘ線源格子（Ｇ０格子）のスリット周期（格子周期）ｄ０（μｍ）を３で除した距離が、第１格子１４及び第２格子１５の１回の移動量（これを「所定の移動量Ｐ１」という）となる。
なお、縞走査法においてモアレ縞を生じさせるためには、（式１１）で示されるずれが存在していればよく、この移動量にスリット周期（格子周期）ｄ０の整数倍となる距離を加算した量を「所定の移動量Ｐ１」としても、同様にモアレを生じさせることができる。
In the case of the G1G2 moving method in which the
That is, when moving the
In order to generate moire fringes in the fringe scanning method, it is sufficient that the deviation shown in (Equation 11) exists, and a distance that is an integral multiple of the slit period (lattice period) d 0 is set as the amount of movement. Even if the added amount is set to the “predetermined movement amount P1”, moire can be generated similarly.
次に、本実施形態における具体的な画像生成方法について説明する。
前述のように、本実施形態では、ｎ個の第１群のモアレ画像及びｎ個の第２群のモアレ画像に基づいて、被写体の再構成画像が生成される。
本実施形態の画像生成方法は、このように、再構成画像を生成するために２組のｎ個のモアレ画像を用いることにより、複数の格子（すなわち、Ｘ線源格子１２、第１格子１４、第２格子１５）のうちのいずれかに欠損が生じている場合でも、当該欠損に起因する再構成画像におけるアーチファクト（偽像、画像欠陥）を補正することができるものである。
Next, a specific image generation method in the present embodiment will be described.
As described above, in this embodiment, a reconstructed image of a subject is generated based on n first group moire images and n second group moire images.
As described above, the image generation method of the present embodiment uses a plurality of grids (that is, the
格子の欠損（図２２（ａ）から図２２（ｃ）等において格子の欠損箇所をＢａとして示す）とは、図２２（ａ）に示すように、格子構造の一部が倒れていたり、潰れていて格子として機能しない部分や、図２２（ｂ）に示すように、一部の格子が抜けていたり、割れていて格子構造が存在しない部分や、図２２（ｃ）に示すように、複数の小格子を貼り合わせて大サイズの格子を形成した場合に張り合わせ箇所に生じる格子構造の存在しない部分等をいう。なお、図２２（ａ）から図２２（ｃ）では、第２格子１５（Ｇ２格子）に欠損がある例を示しているが、Ｘ線源格子１２（Ｇ０格子、マルチスリット）や第１格子１４（Ｇ１格子）に欠損がある場合も同様である。
Ｘ線源格子１２（Ｇ０格子、マルチスリット）や第１格子１４（Ｇ１格子）、第２格子１５（Ｇ２格子）には、その製造工程等において、格子の一部に偶発的に欠損を生じることがある。
また、視野サイズの拡大のためには格子の大面積化が要請されるところ、複数の小サイズ格子を貼り合わせて複合化することで大サイズ化を図ることが考えられる。特に第１格子１４（Ｇ１格子）及び第２格子１５（Ｇ２格子）は、Ｘ線源格子１２（Ｇ０格子）よりも大きく、貼り合わせにより大サイズ化する必要性が高い。しかし、このような複合化格子では、小サイズ格子の貼り合わせ箇所において、小サイズ格子間に隙間が生じてしまい、当該部分は格子構造が抜けた格子の欠損となってしまう。
Lattice deficiency (in FIG. 22 (a) to FIG. 22 (c) and the like, the deficient part of the lattice is indicated as Ba) means that a part of the lattice structure is collapsed or crushed as shown in FIG. 22 (a). And a portion that does not function as a lattice, as shown in FIG. 22B, a portion of the lattice is missing, a portion that is cracked and does not have a lattice structure, or a portion as shown in FIG. This refers to a portion where there is no lattice structure generated at the pasted portion when a large lattice is formed by pasting the small lattices. 22A to 22C show an example in which the second grating 15 (G2 grating) is deficient, but the X-ray source grating 12 (G0 grating, multi-slit) or the first grating is used. The same applies when 14 (G1 lattice) has a defect.
In the X-ray source grating 12 (G0 grating, multi-slit), the first grating 14 (G1 grating), and the second grating 15 (G2 grating), a part of the grating is accidentally lost in the manufacturing process or the like. Sometimes.
Further, in order to increase the field of view size, it is required to increase the area of the grating. However, it is conceivable to increase the size by bonding a plurality of small-size gratings and combining them. In particular, the first grating 14 (G1 grating) and the second grating 15 (G2 grating) are larger than the X-ray source grating 12 (G0 grating), and it is highly necessary to increase the size by bonding. However, in such a composite lattice, a gap is generated between the small-sized lattices at the bonding position of the small-sized lattices, and the portion becomes a lattice defect that has lost the lattice structure.
この点、例えば、３個のモアレ画像に基づいて被写体の再構成画像を生成する場合、図２３に示すように、いずれの格子にも欠損が無い場合には、３個のモアレ画像を取得すれば、被写体の再構成画像を得ることができる。
すなわち、例えば、Ｘ線源格子１２（Ｇ０格子、マルチスリット）を他の格子（第１格子１４（Ｇ１格子）、第２格子１５（Ｇ２格子））に対して相対的に移動走査させてモアレ画像を取得する場合、図２４に示すように、被写体のある状態で、基準位置（初期位置）、１回目の移動後の走査位置、２回目の移動後の走査位置においてそれぞれ１回ずつ合計３回の撮影を行い、３個のモアレ画像（図２４（ａ）から図２４（ｃ））を取得する。また、キャリブレーションを行うために、これと同一条件の下において被写体の無い状態で、基準位置（初期位置）、１回目の移動後の走査位置、２回目の移動後の走査位置においてそれぞれ１回ずつ合計３回の撮影を行い、３個のモアレ画像（図２４（ｄ）から図２４（ｆ））を取得する。
なお、前述のように、縞走査法において、モアレ画像（モアレ縞の現れた画像）を得るためには、各回の移動走査における移動量を、格子の１周期（図８参照）を移動走査の回数で除したものに設定すればよい。例えば、移動走査を３回行う場合には、１回の移動走査における移動量Ｐは、Ｘ線源格子１２（Ｇ０格子）のスリット周期ｄ０を３で割ったｄ０／３となる。
そして、被写体のある状態で撮影されたモアレ画像（図２４（ａ）から図２４（ｃ））を、それぞれ対応する被写体の無い状態で撮影されたモアレ画像（図２４（ｄ）から図２４（ｆ））によってキャリブレーションを行う。そして、キャリブレーション後の３個のモアレ画像に基づいて、被写体の再構成画像（図２４（ｇ））を生成する。
In this regard, for example, when generating a reconstructed image of a subject based on three moire images, as shown in FIG. 23, if there is no defect in any lattice, three moire images are acquired. Thus, a reconstructed image of the subject can be obtained.
That is, for example, the X-ray source grating 12 (G0 grating, multi-slit) is moved and scanned relative to the other gratings (first grating 14 (G1 grating), second grating 15 (G2 grating)) to produce moire. In the case of acquiring an image, as shown in FIG. 24, in a state where a subject is present, the reference position (initial position), the scanning position after the first movement, the scanning position after the second movement, and the scanning position after the second movement are each one in
As described above, in the fringe scanning method, in order to obtain a moiré image (an image in which moiré fringes appear), the amount of movement in each movement scanning is set to one period of the grating (see FIG. 8). What is necessary is just to set to the thing divided | segmented by the frequency | count. For example, when performing three times the movement scanning movement amounts P in a single scanning movement becomes d 0/3 obtained by dividing the slit period d 0 of the X-ray source grating 12 (G0 grating) in 3.
Then, moire images (FIGS. 24 (a) to 24 (c)) taken with a subject are respectively converted into moire images (FIGS. 24 (d) to 24 (c)) taken without a corresponding subject. Perform calibration by f)). Then, based on the three moiré images after calibration, a reconstructed image of the subject (FIG. 24G) is generated.
しかし、３個のモアレ画像に基づいて被写体の再構成画像を生成する場合であっても、図２５に示すように、いずれかの格子に欠損がある場合には、３個のモアレ画像に基づいて生成された被写体の再構成画像には、格子の欠損に起因するアーチファクト（偽像、画像欠陥）が現れてしまう。
すなわち、例えば、上記と同様にＸ線源格子１２（Ｇ０格子、マルチスリット）を他の格子（第１格子１４（Ｇ１格子）、第２格子１５（Ｇ２格子））に対して相対的に移動走査させてモアレ画像を取得する場合、図２５に示すように、第２格子１５（Ｇ２格子）の一部に格子の欠損があると、欠損箇所Ｂａにおいては、格子構造によるＸ線の吸収がないため欠損がない画素に比べてカウントが増加する。
図２６（ａ）から図２６（ｃ）は、格子に欠損がある場合に、被写体のある状態で、基準位置（初期位置）、１回目の移動後の走査位置、２回目の移動後の走査位置において取得された３個のモアレ画像を示し、図２６（ｄ）から図２６（ｆ）は、格子に欠損がある場合に、被写体の無い状態で、基準位置（初期位置）、１回目の移動後の走査位置、２回目の移動後の走査位置において取得された３個のモアレ画像を示している。図２６（ａ）から図２６（ｆ）に示すように、格子に欠損がある場合には、欠損箇所Ｂａに対応する部分にモアレが発生しない。このため、これらのモアレ画像に基づいて被写体の再構成画像（図２６（ｇ））を生成した場合には、小角散乱画像では、モアレ縞の振幅が０に近づくため画欠となる。また、吸収画像では、モアレが発生しなくとも吸収情報は得られるため画欠にはならないが、格子による吸収がなくなる分、周囲の画素値との連続性が失われてしまう。
However, even when a reconstructed image of a subject is generated based on three moire images, as shown in FIG. 25, if any lattice has a defect, it is based on the three moire images. In the reconstructed image of the subject generated in this way, artifacts (false images, image defects) due to lattice defects appear.
That is, for example, as described above, the X-ray source grating 12 (G0 grating, multi-slit) is moved relative to other gratings (first grating 14 (G1 grating), second grating 15 (G2 grating)). When acquiring a moire image by scanning, as shown in FIG. 25, if there is a lattice defect in a part of the second lattice 15 (G2 lattice), X-ray absorption by the lattice structure is caused in the defect portion Ba. As a result, the count increases as compared with a pixel having no defect.
FIG. 26A to FIG. 26C show the reference position (initial position), the scanning position after the first movement, and the scanning after the second movement when there is a subject when there is a defect in the lattice. FIG. 26 (d) to FIG. 26 (f) show the reference position (initial position) and the first time in the absence of a subject when there are defects in the lattice. Three moire images acquired at the scanning position after movement and at the scanning position after the second movement are shown. As shown in FIGS. 26 (a) to 26 (f), when there is a defect in the lattice, moire does not occur in the part corresponding to the defect part Ba. For this reason, when the reconstructed image of the subject (FIG. 26G) is generated based on these moire images, the small-angle scattered image is missing because the moire fringe amplitude approaches zero. Also, in the absorption image, absorption information can be obtained even if moire does not occur, so there is no lack of image, but continuity with surrounding pixel values is lost due to the absence of absorption by the grid.
この点、本実施形態における走査型タルボ装置１では、第１格子１４及び第２格子１５をＸ線源格子１２に対して相対的に移動させるとともに、図２７（ａ）に示すように、格子の欠損箇所ＢａがＸ線検出器１６の撮影エリアの中央よりも左側に位置する位置を第１の基準位置（第１の初期位置、Ｘ線源格子１２と第１格子１４及び第２格子１５との位置関係が第１の相対位置関係となる位置）としてｎ個の第１群のモアレ画像を撮影した後、図２７（ｂ）に示すように、第１格子１４及び第２格子１５を、格子の欠損箇所ＢａがＸ線検出器１６の撮影エリアの中央よりも右側に位置する位置（Ｘ線源格子１２と第１格子１４及び第２格子１５との位置関係が第２の相対位置関係となる位置）まで大きく移動させ、この位置を第２の基準位置（第２の初期位置）としてｎ個の第２群のモアレ画像を撮影する。
なお、ｎ個の第１群のモアレ画像の撮影（１組目の撮影）とｎ個の第２群のモアレ画像の撮影（２組目の撮影）との間にどの程度第１格子１４及び第２格子１５を移動させるか、すなわち、上記第２の相対位置関係をどのように設定するかは、格子の欠損箇所Ｂａの位置やｘ方向における欠損箇所Ｂａの大きさ（すなわち欠損範囲）に応じて決定される。すなわち、１組目の撮影と２組目の撮影とで、Ｘ線検出器１６の撮影エリアにおける格子の欠損箇所Ｂａの位置が重ならないようにして撮影を行う。
なお、１組目の撮影と２組目の撮影との間に第１格子１４及び第２格子１５を移動させる方向はｘ方向に限定されない。例えば、格子の欠損箇所Ｂａがｘ方向に長く延在している場合には、これと直交するｙ方向に移動させることが好ましい。
In this regard, in the
It should be noted that to what extent the
Note that the direction in which the
図２８（ａ）から図２８（ｃ）は、被写体のある状態で、第１の基準位置（第１の初期位置）、１回目の移動後の走査位置、２回目の移動後の走査位置において取得された３個の第１群のモアレ画像を示し、図２８（ｄ）から図２８（ｆ）は、被写体の無い状態で、第１の基準位置（第１の初期位置）、１回目の移動後の走査位置、２回目の移動後の走査位置において取得された３個の第１群のモアレ画像を示している。
図２８（ａ）から図２８（ｆ）に示すように、第１群のモアレ画像の撮影（１組目の撮影）で得られた画像には、全て図中における左側に、格子の欠損に起因する画像欠陥が現れている。
また、図２９（ａ）から図２９（ｃ）は、被写体のある状態で、第２の基準位置（第２の初期位置）、１回目の移動後の走査位置、２回目の移動後の走査位置において取得された３個の第２群のモアレ画像を示し、図２９（ｄ）から図２９（ｆ）は、被写体の無い状態で、第２の基準位置（第１の初期位置）、１回目の移動後の走査位置、２回目の移動後の走査位置において取得された３個の第２群のモアレ画像を示している。
図２９（ａ）から図２９（ｆ）に示すように、第２群のモアレ画像の撮影（２組目の撮影）で得られた画像には、全て図中における右側に、格子の欠損に起因する画像欠陥が現れている。
このため、格子の欠損による影響を含まない、第１群のモアレ画像の撮影（１組目の撮影）で得られた画像の右側部分（図中破線で囲った部分）の画素情報と、第２群のモアレ画像の撮影（２組目の撮影）で得られた画像の左側部分（図中二点鎖線で囲った部分）の画素情報とに基づいて、被写体の再構成画像を生成することにより、図２９（ｇ）にしめすような、格子の欠損の影響を受けない、高品質の再構成画像を得ることができる。
FIG. 28A to FIG. 28C show the first reference position (first initial position), the scanning position after the first movement, and the scanning position after the second movement in the state where the subject is present. FIG. 28 (d) to FIG. 28 (f) show the first reference position (first initial position) and the first time in the absence of the subject. 3 shows the first group of moire images obtained at the scanning position after movement and at the scanning position after the second movement.
As shown in FIG. 28 (a) to FIG. 28 (f), all images obtained by capturing the first group of moire images (first set) are shown on the left side of the figure with lattice defects. The resulting image defect appears.
29 (a) to 29 (c) show the second reference position (second initial position), the scanning position after the first movement, and the scanning after the second movement in the state where the subject is present. FIG. 29 (d) to FIG. 29 (f) show the second reference position (first initial position) and 1 in the state where there is no subject. 3 shows three second group moire images acquired at the scanning position after the second movement and at the scanning position after the second movement.
As shown in FIGS. 29 (a) to 29 (f), all the images obtained by capturing the second group of moire images (second set) are shown on the right side of the figure with lattice defects. The resulting image defect appears.
For this reason, the pixel information of the right part (the part surrounded by the broken line in the figure) of the image obtained by photographing the first group of moire images (the first set of photographs) that does not include the influence of the lattice defect, Generating a reconstructed image of a subject based on pixel information of a left side portion (portion surrounded by an alternate long and two short dashes line in the figure) of an image obtained by shooting two groups of moire images (second set shooting) As a result, a high-quality reconstructed image that is not affected by the lattice defect, as shown in FIG.
なお、図３０（ａ）及び図３０（ｂ）に示すように、第１格子１４や第２格子１５が小サイズ格子を貼り合わせた複合化格子である場合であって格子の貼り合せ箇所に格子の欠損箇所Ｂａが生じている場合にも同様である。
すなわち、図３０（ａ）及び図３０（ｂ）に示す第１格子１４及び第２格子１５は、大面積化及びそれに伴うケラレへの対策として、小サイズ格子を側面視においてほぼ凹部状（「くの字」）となるように貼り合わせている。この場合、小サイズ格子間の間隙が格子の欠損箇所Ｂａ（格子欠損領域）となる。第１格子１４及び第２格子１５は平行に保たなければモアレ縞が乱れるため、小サイズ格子と小サイズ格子のくの字の貼り合わせ部分の角度は第１格子１４と第２格子１５とで等しく、第１格子１４及び第２格子１５それぞれの間隙の位置はＸ線検出器１６上の投影像で一致するように調整される。このため、モアレ画像上では第１格子１４における小サイズ格子間の間隙と第２格子１５における小サイズ格子間の間隙はほぼ重なり合う。モアレ画像における２つの間隙の影響を合わせた影響領域（格子の欠損の影響を受ける領域）の幅は１０〜３００ｕｍ程度である。一方、Ｘ線検出器１６の画素ピッチは５０〜２００ｕｍ程度である。
なお、各格子のサイズは特に限定されないが、例えば、Ｘ線源格子１２（Ｇ０格子）のｘ方向の幅は１０ｍｍである。また、第１格子１４（Ｇ１格子）は、ｘ方向２４ｍｍ幅の小サイズ格子を３枚貼り合わせており、各小サイズ格子の貼り合わせ角度（くの字角度）は、１７８．８５度である。また、第２格子１５（Ｇ２格子）は、ｘ方向３０ｍｍ幅の小サイズ格子を３枚貼り合わせており、各小サイズ格子の貼り合わせ角度（くの字角度）は、１７８．８５度である。
この場合、まず、図３０（ａ）に示すように第１の基準位置（第１の初期位置）から所定回数ｎ回の撮影を行ってｎ個の第１群のモアレ画像を取得した後、第１格子１４（Ｇ１格子）及び第２格子１５（Ｇ２格子）をｘ方向に平行移動させる。なお、１組目の撮影と２組目の撮影とで欠損が影響する領域を明確に切り分ける必要があるため、２画素以上間が空くように移動量を設定すべきである。またこの場合は小サイズ格子のくの字貼り合せがある位置で最大限の効果が発揮されるように作られているため、それを大きく逸脱する移動量は許されない。そこでこの場合の移動量は、５００〜２０００um程度が望ましい。
As shown in FIGS. 30 (a) and 30 (b), the
That is, the
The size of each grating is not particularly limited. For example, the X-direction width of the X-ray source grating 12 (G0 grating) is 10 mm. The first grid 14 (G1 grid) is a stack of three small size grids with a width of 24 mm in the x direction. . In addition, the second grid 15 (G2 grid) is a stack of three small size grids with a width of 30 mm in the x direction, and the paste angle of each small size grid is 178.85 degrees. .
In this case, first, as shown in FIG. 30 (a), after taking n times of predetermined times from the first reference position (first initial position) to obtain n first group moire images, The first grating 14 (G1 grating) and the second grating 15 (G2 grating) are translated in the x direction. Since it is necessary to clearly separate the area affected by the defect between the first set of shooting and the second set of shooting, the movement amount should be set so that two or more pixels are free. Further, in this case, since the maximum effect is produced at the position where the combination of the small-sized lattices is attached, a movement amount that greatly deviates from that is not allowed. Therefore, the amount of movement in this case is preferably about 500 to 2000 um.
図３１は、走査型タルボ装置１の制御部１８１により実行されるＸ線撮影制御処理の流れを示すフローチャートである。Ｘ線撮影制御処理は、制御部１８１と記憶部１８５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。
FIG. 31 is a flowchart showing the flow of X-ray imaging control processing executed by the
図３１に示すように、オペレーターにより操作部１８２の曝射スイッチがＯＮ操作されると（ステップＳ１；Ｙ）、駆動部１５０により第１格子１４及び第２格子１５が一体的に移動され、Ｘ線源格子１２と、第１格子１４及び第２格子１５とが、第１の相対位置関係となる第１の基準位置（第１の初期位置）から、複数ステップ（本実施形態では３ステップ）の１組目の撮影が実行され、これによりｎ個（本実施形態では３個）の第１群のモアレ画像が生成される（ステップＳ２）。
As shown in FIG. 31, when the exposure switch of the
すなわち、駆動部１５０により、保持部１４１に保持された第１格子１４及び第２格子１５が一体的に等間隔毎に複数回移動され、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取得される。第１格子１４及び第２格子１５の移動方向は、Ｘ線の照射軸方向と直交し、かつＸ線源格子１２のスリット延伸方向とは異なる方向であればよい。第１格子１４及び第２格子１５の移動量を最小にする場合は、Ｘ線の照射軸方向と直交し、かつＸ線源格子１２のスリット延伸方向と直交する方向に移動させれば良い（Ｘ線源格子１２のスリット延伸方向をｙとするとｘ方向に移動させる。これを直交走査と呼ぶ）。またＸ線の照射軸方向と直交し、かつＸ線源格子１２のスリット延伸方向及び直行方向とは異なる方向に移動させても良い（斜め走査と呼ぶ）。これはＸ線源格子１２のスリット延伸方向をｙとした場合、ｘ−ｙ平面内のｘ軸とｙ軸以外の方向を意味する。ｘ軸から角度θだけ傾けた斜め走査は、直交走査よりも1/cosθ倍の移動量が必要となるが、格子の送り誤差の影響は直交走査より受けにくい。これは送り誤差によるモアレ縞の位相変化が、誤差をトータルの送り量で割ったものであることに比例することから明らかである。本実施形態におけるＸ線撮影装置１は、簡略化のため直交走査の構成としており、第１格子１４及び第２格子１５は駆動部１５によりｘ方向に移動される。直交走査の場合、１組目の撮影における第１格子１４及び第２格子１５の移動量の合計は、Ｘ線源格子１２のスリット周期１周期分である。
That is, the
ステップＳ２においては、被写体台１３に被写体を載置した状態（被写体有り）でのＸ線撮影と被写体台１３に被写体を載置しない状態（被写体無し）でのＸ線撮影が行われ、複数の被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像が生成される。具体的に、各Ｘ線撮影においては、まず、第１格子１４及び第２格子１５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駆動部１５０による、保持部１４１に一体的に保持された第１格子１４及び第２格子１５の移動が開始され、所定量移動すると停止され、次のステップの撮影が行われる。このようにして、第１格子１４及び第２格子１５の移動と停止が所定のステップ数分だけ繰り返され、第１格子１４及び第２格子１５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。
In step S2, X-ray imaging with the subject placed on the subject table 13 (with subject) and X-ray photography with no subject placed on the subject table 13 (no subject) are performed. A moire image with a subject and a moire image without a subject are generated. Specifically, in each X-ray imaging, first, X-ray irradiation from the
１組目の撮影における各ステップの撮影が終了すると、次に、駆動部１５０により第１格子１４及び第２格子１５が、Ｘ線源格子１２と、第１格子１４及び第２格子１５とが、第２の相対位置関係となる第２の基準位置（第２の初期位置）に平行移動される（ステップＳ３）。そして、この第２の基準位置（第２の初期位置）から、複数ステップ（本実施形態では３ステップ）の２組目の撮影が実行され、これによりｎ個（本実施形態では３個）の第２群のモアレ画像が生成される（ステップＳ４）。
When the imaging of each step in the first imaging is completed, the driving
２組目の撮影における各ステップの撮影が終了すると、本体部１８からコントローラー５に、１組目の撮影及び２組目の撮影で得られた各ステップのモアレ画像が送信される（ステップＳ５）。本体部１８からコントローラー５に対しては各ステップの撮影が終了する毎に１枚ずつ送信することとしてもよいし、各ステップの撮影が終了し、全てのモアレ画像が得られた後、まとめて送信することとしてもよい。
When the shooting of each step in the second set of shooting is completed, the moire image of each step obtained by the first set of shooting and the second set of shooting is transmitted from the
図３２は、モアレ画像を受信した後のコントローラー５において実行される再構成画像作成処理の流れを示すフローチャートである。
図３２に示すように、まずモアレ画像の解析が行われ（ステップＳ１１）、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Ｓ１２）。理想的な送り精度により第１格子１４及び第２格子１５を一定の送り量で移動できた場合には、１組目の３ステップの撮影及び３ステップの２組目の撮影でそれぞれＸ線源格子１２のスリット周期１周期分のモアレ画像が３枚ずつ得られる。各ステップのモアレ画像は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、図示しないサインカーブを描く。よって、コントローラー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。
FIG. 32 is a flowchart showing the flow of the reconstructed image creation process executed in the
As shown in FIG. 32, the moire image is first analyzed (step S11), and it is determined whether it can be used to create a reconstructed image (step S12). When the
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Ｓ１２；Ｎ）、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ー５からＸ線撮影装置１に送信される（ステップＳ１３）。この場合、周期がずれているステップについてのみ再撮影を行うよう指示してもよいし、３ステップ全てについて再撮影し、周期がずれていたステップについてのみずれを修正するように指示してもよい。３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１５０の起動から停止までの間隔を増やすか、或いは減らすように指示してもよい。Ｘ線撮影装置１ａ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、図３２に示すＸ線撮影制御処理が再度実行される。
If there is a moiré image in which a sine curve cannot be formed in the moiré image at each step, it is determined that it cannot be used to create a reconstructed image (step S12; N), and an instruction is given to change the shooting timing and reshoot. Control information is transmitted from the
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Ｓ１２；Ｙ）、コントローラー５によってモアレ画像が処理され、被写体の再構成画像が作成される（ステップＳ１４）。
この場合、前述の様に、コントローラー５は、１組目の撮影において生成されたｎ個（本実施形態では３個）の第１群のモアレ画像と２組目の撮影において生成されたｎ個（本実施形態では３個）の第２群のモアレ画像のうち、格子の欠損の影響を含まない画素情報（画素値）に基づいて被写体の再構成画像を生成する。
なお、このとき、第１群のモアレ画像及び第２群のモアレ画像のいずれでも格子の欠損の影響を含まない画素については、両方の組でそれぞれ再構成した画素値を平均化して再構成画像の生成に用いることが好ましい。これにより、格子の欠損の影響を含まない画素部分については、再構成画像の粒状性を向上させることができる。本実施形態では、２組のモアレ画像群を撮影するが、このように両方の組のモアレ画像のうち格子の欠損の影響を含まない画素については全てのモアレ画像の画素情報を再構成画像の生成に用いることにより、撮影された画像をできるだけ無駄にしないように利用することができる。
On the other hand, when it is determined that a moiré image can be used to create a reconstructed image (step S12; Y), the moiré image is processed by the
In this case, as described above, the
At this time, with respect to pixels that do not include the influence of the lattice defect in either the first group of moire images or the second group of moire images, the reconstructed image is obtained by averaging the reconstructed pixel values in both sets. It is preferably used for the production of Thereby, the granularity of a reconstructed image can be improved about the pixel part which does not include the influence of the defect | deletion of a grating | lattice. In this embodiment, two sets of moiré image groups are photographed. As described above, pixel information of all the moiré images of the moiré images of both sets is not included in the reconstructed image. By using it for generation, it is possible to use the captured image so as not to be wasted as much as possible.
以上のように、本実施形態では、複数の格子の第１の相対位置関係において１組目の撮影が行われ、ｎ個（本実施形態では３個）の第１群のモアレ画像が生成された後、複数の格子を第１の相対位置関係とは異なる第２の相対位置関係とせしめて、２組目の撮影が行われて、さらにｎ個（本実施形態では３個）の第２群のモアレ画像が生成される。そして、コントローラー５は、１組目の撮影において生成されたｎ個（本実施形態では３個）の第１群のモアレ画像と２組目の撮影において生成されたｎ個（本実施形態では３個）の第２群のモアレ画像のうち、格子の欠損の影響を含まない画素情報に基づいて被写体の再構成画像を生成するようになっている。
これにより、格子の欠損の影響を受けていない再構成性画像を生成することができ、格子に欠損がある場合でも診断に適した画像を得ることができる。
さらに、本実施形態における画像生成方法によれば、Ｘ線検出器１６上の視野サイズの３分の１に対応する欠損幅までであれば格子上のどの位置に欠損箇所Ｂａがあっても補正が可能であるため、欠損領域の許容範囲が広がり、格子製造の歩留まりを大幅に向上させることが可能となる。
また、１組目の撮影と２組目の撮影の間の格子の移動量は、複数の格子のうちのいずれかに生じた欠損の幅に基づいて設定されるため、１組目の撮影と２組目の撮影の間に、格子を欠損の幅よりも大きく移動させることができ、１組目と２組目とで、欠損の影響が及ぶ画素の位置が互いに異なる画像を得ることができる。そして、それぞれの組の画像から欠損の影響を含まない画素情報（画素値）を用いて画像を再構成することで、格子の欠損の影響を受けていない高品質の再構成性画像を生成することができる。
また、本実施形態では、複数の格子として、Ｘ線源１１から照射されたＸ線を多光源化するＸ線源格子１２がさらに含まれている。これにより、ある程度焦点径が大きい焦点が用いられる場合でも、Ｘ線源格子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とができ、タルボ効果を得ることができる。そして、このように複数の格子としてＸ線源格子１２を含む場合でも、格子の欠損の影響を受けていない高品質の再構成性画像を生成することができる。
また、本実施形態では、第１の回折格子である第１格子１４及び第２の回折格子である第２格子１５を同時に移動させる構成としている。これにより、Ｘ線源格子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場合に比べ、メンテナンス性、拡張性に優れ、安定して格子を駆動させることが可能となる。
特に、保持部１４１により第１格子１４及び第２格子１５を一体的に保持する構成とすることで、これらを移動させるための駆動機構が１つですむようになり、装置構成の簡略化が可能となる。また、狭周期の２つの格子の相対移動を抑え、撮影中及び撮影間の両者の相対的なずれにより再構成画像にのる偽像の強度を小さくすることができる。
As described above, in the present embodiment, the first set of images is taken in the first relative positional relationship of a plurality of lattices, and n (three in this embodiment) first group moire images are generated. After that, the plurality of lattices are set to a second relative positional relationship different from the first relative positional relationship, the second set of images is taken, and n (three in this embodiment) second images are taken. A group of moire images is generated. Then, the
Thereby, it is possible to generate a reconfigurable image that is not affected by the lattice defect, and an image suitable for diagnosis can be obtained even when the lattice is defective.
Furthermore, according to the image generation method in the present embodiment, any defect position Ba on the lattice can be corrected up to a defect width corresponding to one third of the visual field size on the
In addition, since the movement amount of the lattice between the first set of photographing and the second set of photographing is set based on the width of the defect generated in any of the plurality of lattices, The grid can be moved larger than the width of the defect during the second set, and images with different pixel positions affected by the defect can be obtained in the first and second sets. . Then, by reconstructing the image from each set of images using pixel information (pixel value) that does not include the effect of the defect, a high-quality reconfigurable image that is not affected by the lattice defect is generated. be able to.
Moreover, in this embodiment, the X-ray source grating |
In the present embodiment, the
In particular, since the
なお、上記実施形態は本発明の好適な一例であり、本発明の範囲はこれに限定されない。
例えば、本実施形態では、縞走査方式として、Ｘ線源格子、第１格子及び第２格子を備えるタルボ・ロー干渉計を用いた走査型タルボ装置を例として説明したが、走査型タルボ装置に用いられるのはタルボ・ロー干渉計に限定されず、縞走査方式として、Ｘ線を回折することによりタルボ効果を生じさせる第１の回折格子である第１格子１４と、この第１格子１４により回折されたＸ線を回折する第２の回折格子である第２格子１５とを備えるタルボ干渉計を用いた走査型タルボ装置についても本発明を適用することができる。
さらに、走査型タルボ装置は、縞走査方式を用いたものに限定されない。例えば、一次元格子や二次元格子を用いた縞走査不要のフーリエ変換方式や、通常の位相コントラスト方式による撮影を行う走査型タルボ装置に本発明を適用してもよい。
In addition, the said embodiment is a suitable example of this invention, and the scope of the present invention is not limited to this.
For example, in the present embodiment, a scanning Talbot apparatus using a Talbot-Lau interferometer including an X-ray source grating, a first grating, and a second grating has been described as an example of the fringe scanning method. What is used is not limited to the Talbot-Lau interferometer. As a fringe scanning method, the
Further, the scanning Talbot device is not limited to the one using the fringe scanning method. For example, the present invention may be applied to a scanning Talbot apparatus that performs imaging using a one-dimensional grating or a two-dimensional grating that does not require fringe scanning or a normal phase contrast system.
また、本実施形態では、第１格子１４及び第２格子１５をＸ線源格子１２に対して相対的に移動させる場合を例示したが、移動させる格子はいずれの格子でもよい。例えば、Ｘ線源格子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てもよく、このように、Ｘ線源格子を移動させる構成とした場合にも本発明の画像生成方法を適用することで、格子の欠損の影響を受けていない高品質の再構成性画像を生成することができる。
Ｘ線源格子１２を移動させる構成としては、例えば、パルス信号に正確に同期して動作するステッピングモータ（パルスモータ）等、高精度の動作制御を行うことのできるモータを用い、モータが駆動すると、当該駆動源の出力を被駆動部であるＸ線源格子１２を含むＸ線源格子ユニット１２０の本体まで伝達する伝達系を構成する図示しないボールねじが回転し、Ｘ線源格子１２を含むＸ線源格子ユニット１２０の本体がリニアガイド等にガイドされてｘ方向に移動するように構成する。
なお、Ｘ線源格子１２を移動させる駆動源として適用されるステッピングモータとしては、例えば、オリエンタルモーター株式会社製の５相ステッピングモータ（型式：PX533MH-B）等の５相ステッピングモータが望ましく、５相でも高分解能タイプが好ましい。すなわち、一般的には基本ステップ角：0.72°であるが、高分解能タイプでは基本ステップ角：0.36°であり、このようなモータが好適に用いられる。更に、ステップ数を細分化できるマイクロステップによる制御を行うことが好ましい。
In the present embodiment, the case where the
As a configuration for moving the
The stepping motor applied as a driving source for moving the
また、本実施形態では、第２格子１５に格子の欠損がある場合を例示したが、格子の欠損は、第１格子１４及び第２格子１５等、複数の格子に存在していてもよい。この場合、１組目の撮影と２組目の撮影の間に、格子の欠損を含む全ての格子を、両方の組の撮影において全ての欠損部分が重なり合わない位置まで平行移動させて、これを第２の基準位置（第２の初期位置）とし、当該第２の基準位置（第２の初期位置）から２組目の撮影を開始する。
Further, in the present embodiment, the case where there is a lattice defect in the
また、Ｘ線源格子１２、第１格子１４及び第２格子１５の全てに格子の欠損が存在する場合でも、本発明の画像生成方法によることができる。
この場合には、図３３（ａ）及び図３３（ｂ）に示すように、１組目の撮影と２組目の撮影の間に、Ｘ線源格子１２、第１格子１４及び第２格子１５を、両方の組の撮影において全ての欠損部分が重なり合わない位置まで全て平行移動させて、これを第２の基準位置（第２の初期位置）とし、当該第２の基準位置（第２の初期位置）から２組目の撮影を開始する。なお、１組目の撮影と２組目の撮影の間の移動時に、格子間距離と格子面間の相対角にずれが生じるとモアレ周期が乱れ、これが再構成画像において痕跡として残り、画質の低下につながる。特に第１格子１４（Ｇ１格子）と第２格子１５（Ｇ２格子）との位置関係が最も感度が高く、画質に影響を与える。このため、格子間距離と格子面間の相対角にずれが生じないように移動させることが必要となる。
Moreover, even when there are lattice defects in all of the
In this case, as shown in FIGS. 33 (a) and 33 (b), the X-ray source grating 12, the
また、本実施形態では、被写体の再構成画像を生成するのに必要なｎ個のモアレ画像を２組撮影し、２ｎ個のモアレ画像を取得して、これに基づき、被写体の再構成画像を生成する場合について説明したが、理論上再構成画像に必要とされるモアレ画像数（撮影回数）「ｎ」に対し、実際に取得するモアレ画像数（実際の撮影回数）を何個とするか（どの程度増加させるか）は、ここで例示した「２ｎ」に限定されない。
実際に取得するモアレ画像数（実際の撮影回数）「ｍ」をｍ＞ｎである整数となるように各撮影時の格子位置を可変制御して、画像処理手段であるコントローラー５が、このｍ個のモアレ画像からｎ個のモアレ画像を抽出して、再構成画像を生成してもよい。
Further, in this embodiment, two sets of n moire images necessary for generating a reconstructed image of a subject are photographed, 2n moire images are acquired, and based on this, a reconstructed image of the subject is obtained. In the case of generating, the number of moiré images (actual number of shootings) to be actually acquired with respect to the number of moiré images (number of shootings) “n” theoretically required for the reconstructed image is set. (How much to increase) is not limited to “2n” exemplified here.
The
また、本実施形態で示した構成に、さらに以下のような構成が備えられていてもよい。
すなわち、例えば、Ｘ線源１１と被写体との間にコリメータ等を配置して、各撮影において再構成画像の生成に用いることのできない画素領域（すなわち、格子の欠損の影響を受ける画素領域）については、電磁波をカットするように構成してもよい。このようにすることにより、被写体への余分な被曝を最小限に低減させることができる。
また、撮影部のＸ線照射口近傍に、ＣＣＤカメラ等の撮影手段を設けて、Ｘ線照射によるプレ撮影を行う代わりに、ＣＣＤカメラ等の撮影手段によって得られた画像に基づいてポジショニングの確認や調整を行うようにしてもよい。この場合、例えば、前もって適切なポジショニングであったときの画像を記憶させておき、当該画像と今回の画像とを重ね合わせてずれがないかを見る。関節部分のポジショニングには三次元的な調整が必要となるが、二次元状の画像においてずれがなければ三次元的にもずれがないものと推定できるため、ＣＣＤカメラ等による画像をポジショニングの確認等に用いることができる。なお、ＣＣＤカメラ等の撮影手段を２個設けて、ｘｙ方向とｙｚ方向等、異なる方向から関節部分を撮影することにより、より確実なポジショニングの確認を行うことが可能となる。
Further, the following configuration may be further provided in the configuration shown in the present embodiment.
That is, for example, a pixel area that cannot be used to generate a reconstructed image in each imaging by arranging a collimator or the like between the
In addition, an imaging unit such as a CCD camera is provided in the vicinity of the X-ray irradiation port of the imaging unit, and positioning is confirmed based on an image obtained by the imaging unit such as a CCD camera instead of performing pre-imaging by X-ray irradiation. Or may be adjusted. In this case, for example, an image at the time of proper positioning is stored in advance, and the image and the current image are overlapped to see if there is any deviation. Positioning the joint part requires three-dimensional adjustment, but if there is no deviation in the two-dimensional image, it can be estimated that there is no deviation in three dimensions. Etc. can be used. In addition, by providing two photographing means such as a CCD camera and photographing the joint portion from different directions such as the xy direction and the yz direction, it is possible to confirm positioning more reliably.
また、上記実施形態では、Ｘ線源１１、Ｘ線源格子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、Ｘ線源格子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、Ｘ線源格子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、上記実施例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 the above embodiment, the
In the second arrangement, the subject center and the
The effective spatial resolution at the subject position depends on the focal diameter of the X-ray, 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 order of arrangement of the
また、本実施形態では、被写体台１３を完全に別体構成としたものを例として説明したが、被写体台１３を基台部１９等に固定してもよい。この場合には、被写体台１３と基台部１９との間に緩衝部材等を設けて、被写体台１３に加えられた衝撃や振動ができる限り基台部１９に伝達されないように構成する。
また、被写体台１３は、その高さを患者の体型等に応じて調整できるようにしてもよい。
In the present embodiment, the subject table 13 is described as an example of a completely separate configuration. However, the subject table 13 may be fixed to the base 19 or the like. In this case, a buffer member or the like is provided between the subject table 13 and the
The height of the subject table 13 may be adjusted according to the patient's body shape and the like.
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
その他、本発明が本実施形態に限定されず、適宜変更可能であることはいうまでもない。 In addition, it cannot be overemphasized that this invention is not limited to this embodiment, and can be changed suitably.
１ 走査型タルボ装置
１ａ Ｘ線撮影装置
５ コントローラー
１１ Ｘ線源
１２ Ｘ線源格子
１３ 被写体台
１４ 第１格子
１５ 第２格子
１６ Ｘ線検出器
１７ 支柱
１８ 本体部
１９ 基台部
３０ 指用の被写体保持部材
４０ 膝用の被写体保持部材
１８１ 制御部
DESCRIPTION OF
Claims (6)
前記Ｘ線の照射軸方向に設けられ、当該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た格子であって、少なくともＸ線を回折することによりタルボ効果を生じさせる第１の回折格子及び第２の回折格子を含む複数の格子と、
前記Ｘ線の照射軸方向に設けられ、被写体を載置する被写体台と、
前記Ｘ線源により照射され、前記複数の格子及び前記被写体を透過したＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が二次元状に配置され、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、
前記複数の格子のうちの少なくとも１つを他の格子に対して相対的に移動させる駆動手段と、
前記駆動手段により前記複数の格子を所定の移動量Ｐ１移動せしめる毎に、前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、これをｎ回繰返してｎ個のモアレ画像を生成するように制御する画像取得制御手段と、
生成されたｎ個のモアレ画像に基づいて再構成画像を生成する画像処理手段と、を有する走査型タルボ装置において、前記複数の格子のうちのいずれかに生じた欠損に起因する前記再構成画像におけるアーチファクトを補正する画像生成方法であって、
前記複数の格子の第１の相対位置関係において、前記所定の移動量Ｐ１の移動毎に前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、ｎ個の第１群のモアレ画像を生成せしめ、
然る後に、前記駆動手段を動作させて、前記複数の格子を前記第１の相対位置関係とは異なる第２の相対位置関係とせしめ、
再度、前記所定の移動量Ｐ１の移動毎に前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、ｎ個の第２群のモアレ画像を生成せしめ、
前記画像処理手段が、前記ｎ個の第１群のモアレ画像及び前記ｎ個の第２群のモアレ画像に基づいて、前記再構成画像を生成するものであり、
該各群の撮影において、前記Ｘ線の照射軸に対する複数の格子の相対位置を、該複数の格子の全ての欠損位置が重なり合わない位置を基準位置とし、該基準位置を該各群で異なるものとすることを特徴とする画像生成方法。 An X-ray source that emits X-rays;
A grating that is provided in the X-ray irradiation axis direction and in which a plurality of slits are arranged in a direction orthogonal to the X-ray irradiation axis direction, and generates a Talbot effect by diffracting at least X-rays. A plurality of gratings including a second diffraction grating and a second diffraction grating;
A subject table provided in the X-ray irradiation axis direction, on which a subject is placed;
A conversion element that generates an electrical signal in accordance with X-rays irradiated by the X-ray source and transmitted through the plurality of gratings and the subject is two-dimensionally arranged, and the electrical signal generated by the conversion element is converted into an image signal. An X-ray detector that reads as
Drive means for moving at least one of the plurality of gratings relative to another grating;
Each time the drive means moves the plurality of gratings by a predetermined movement amount P1, an image signal is read by the X-ray detector, and this is repeated n times to control to generate n moire images. Control means;
An image processing means for generating a reconstructed image based on the generated n moire images, and the reconstructed image resulting from a defect generated in any of the plurality of lattices. An image generation method for correcting artifacts in
In the first relative positional relationship of the plurality of gratings, an image signal is read by the X-ray detector for each movement of the predetermined movement amount P1, and n first moire images are generated,
Thereafter, the driving means is operated to make the plurality of gratings have a second relative positional relationship different from the first relative positional relationship,
The image signal is read again by the X-ray detector for each movement of the predetermined movement amount P1, and n second moire images are generated,
The image processing means generates the reconstructed image based on the n first group of moire images and the n second group of moire images ;
In the imaging of each group, the relative position of the plurality of gratings with respect to the X-ray irradiation axis is defined as a reference position where all the defect positions of the plurality of gratings do not overlap, and the reference position is different for each group. image generation method characterized by the stuff.
前記Ｘ線の照射軸方向に設けられ、当該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た格子であって、少なくともＸ線を回折することによりタルボ効果を生じさせる第１の回折格子及び第２の回折格子を含む複数の格子と、
前記Ｘ線の照射軸方向に設けられ、被写体を載置する被写体台と、
前記Ｘ線源により照射され、前記複数の格子及び前記被写体を透過したＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が二次元状に配置され、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、
前記複数の格子のうちの少なくとも１つを他の格子に対して相対的に移動させる駆動手段と、
前記駆動手段により前記複数の格子を移動せしめ、前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、モアレ画像を生成するように制御する画像取得制御手段と、
前記画像取得制御手段により生成されたモアレ画像に基づいて再構成画像を生成する画像処理手段と、を有する走査型タルボ装置において、前記複数の格子のうちのいずれかに生じた欠損に起因する前記再構成画像におけるアーチファクトを補正する画像生成方法であって、
前記画像取得制御手段は、前記駆動手段により前記複数の格子を移動せしめ、前記Ｘ線検出器によって画像信号を読取り、ｍ個のモアレ画像を生成するように制御し、
前記画像処理手段は、前記ｍ個のモアレ画像からｎ（ｎ＜ｍである整数）個のモアレ画像を抽出して、前記再構成画像を生成するものであり、
該各群の撮影において、前記Ｘ線の照射軸に対する複数の格子の相対位置を、該複数の格子の全ての欠損位置が重なり合わない位置を基準位置とし、該基準位置を該各群で異なるものとすることを特徴とする画像生成方法。 An X-ray source that emits X-rays;
A grating that is provided in the X-ray irradiation axis direction and in which a plurality of slits are arranged in a direction orthogonal to the X-ray irradiation axis direction, and generates a Talbot effect by diffracting at least X-rays. A plurality of gratings including a second diffraction grating and a second diffraction grating;
A subject table provided in the X-ray irradiation axis direction, on which a subject is placed;
A conversion element that generates an electrical signal in accordance with X-rays irradiated by the X-ray source and transmitted through the plurality of gratings and the subject is two-dimensionally arranged, and the electrical signal generated by the conversion element is converted into an image signal. An X-ray detector that reads as
Drive means for moving at least one of the plurality of gratings relative to another grating;
Moved the plurality of grating by the drive unit, the read image signal by the X-ray detector, an image acquisition control means for controlling to produce a moiré image,
In scanning Talbot apparatus having an image processing means for generating a reconstructed image based on the moiré image generated by the image acquisition control unit, due to a defect occurring in one of said plurality of grating An image generation method for correcting artifacts in the reconstructed image,
The image acquisition control means controls to move the plurality of grids by the driving means, read an image signal by the X-ray detector, and generate m moiré images,
Wherein the image processing means, wherein (a integer n <m) by extracting pieces of moire images of m moire images n, is intended to generate the reconstructed image,
In the imaging of each group, the relative position of the plurality of gratings with respect to the X-ray irradiation axis is defined as a reference position where all the defect positions of the plurality of gratings do not overlap, and the reference position is different for each group. image generation method characterized by the stuff.
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