JP6665504B2 - X-ray Talbot imaging device - Google Patents
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Description
本発明は、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線タルボ撮影装置に関する。 The present invention relates to an X-ray Talbot imaging apparatus using a Talbot interferometer or a Talbot-Lau interferometer.
Ｘ線が物体を透過するときに生じるＸ線の位相シフトを捉えて画像化する、タルボ（Talbot）干渉計やタルボ・ロー（Talbot-Lau）干渉計とＸ線検出器（Flat Panel Detector：ＦＰＤ）とを用いたＸ線画像撮影装置が知られている（例えば特許文献１、非特許文献１等参照）。なお、以下では、このようなタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計等を用いたＸ線画像撮影装置を、Ｘ線タルボ撮影装置という。 Talbot interferometer, Talbot-Lau interferometer, and X-ray detector (Flat Panel Detector: FPD) that capture and image the phase shift of X-rays generated when X-rays pass through an object ) Are known (for example, see Patent Document 1, Non-Patent Document 1, etc.). In the following, an X-ray imaging apparatus using such a Talbot interferometer or a Talbot-Lau interferometer is referred to as an X-ray Talbot imaging apparatus.
Ｘ線タルボ撮影装置は、一定の周期でスリットが設けられたＧ１格子（位相格子）とＧ２格子（吸収格子）を備え（タルボ・ロー干渉計を用いる場合にはさらに線源格子であるＧ０格子を備え）、Ｘ線源からＧ１格子にＸ線を照射することによりＧ１格子のＸ線照射方向下流側でＧ１格子の自己像が一定周期で結ばれる位置にＧ２格子を配置し、このＧ２格子におけるスリットの延在方向をＧ１格子におけるスリットの延在方向に対してわずかに傾けるようにＧ２格子を配置することで、Ｇ２格子上にモアレ縞を形成させる。そして、このモアレ縞が重畳された画像（以下、これをモアレ画像という。）をＧ２格子の下流側に配置したＸ線検出器で検出して撮影するように構成される。 The X-ray Talbot imaging apparatus is provided with a G1 grating (phase grating) and a G2 grating (absorption grating) provided with slits at a constant period (when a Talbot-Lau interferometer is used, a G0 grating as a source grating is further provided). The G2 grating is arranged at a position where a self-image of the G1 grating is formed at a fixed period on the downstream side in the X-ray irradiation direction of the G1 grating by irradiating the G1 grating with X-rays from the X-ray source. The moire fringes are formed on the G2 lattice by arranging the G2 lattice so that the extending direction of the slit in is inclined slightly with respect to the extending direction of the slit in the G1 lattice. Then, an image on which the moiré fringes are superimposed (hereinafter, referred to as a moiré image) is detected and photographed by an X-ray detector arranged on the downstream side of the G2 lattice.
そして、Ｘ線源（或いはＧ０格子）とＧ１格子との間やＧ１格子とＧ２格子との間に被写体を配置すると、被写体によりモアレ縞に歪みが生じる。そのため、Ｘ線タルボ撮影装置で、Ｇ１格子とＧ２格子とを相対的に移動させながら複数枚のモアレ画像を撮影し（縞走査法）、画像処理において、それらのモアレ画像を再構成することで微分位相画像や吸収画像、小角散乱画像等の再構成画像を生成することができる。また、被写体が存在する状態で、Ｘ線タルボ撮影装置でモアレ画像を１枚撮影し、画像処理において、そのモアレ画像をフーリエ変換する等して微分位相画像等の再構成画像を再構成して生成することも可能である（フーリエ変換法）。 When an object is arranged between the X-ray source (or G0 lattice) and the G1 lattice or between the G1 lattice and the G2 lattice, the moire fringes are distorted by the object. Therefore, the X-ray Talbot imaging apparatus captures a plurality of moire images while relatively moving the G1 grid and the G2 grid (strip scanning method), and reconstructs the moire images in image processing. Reconstructed images such as differential phase images, absorption images, and small-angle scattering images can be generated. Further, in the state where the subject is present, one moire image is photographed by an X-ray Talbot radiographing apparatus, and in the image processing, a reconstructed image such as a differential phase image is reconstructed by performing a Fourier transform on the moire image. It can also be generated (Fourier transform method).
そして、Ｘ線タルボ撮影装置では、例えば図１３に矢印で示すように、上記のようにして撮影したモアレ画像を再構成して生成した微分位相画像中に、従来、吸収画像では撮影することができなかった関節の軟骨の端部（正確には関節の軟骨とのその周囲の関節液との界面。以下同じ。）を撮影することができるという特徴がある。また、図示を省略するが、微分位相画像中に、関節の軟骨だけでなく、例えばアキレス腱等の腱や、腫瘤等の人体の軟部組織を撮影することも可能である。 In the X-ray Talbot imaging apparatus, for example, as shown by an arrow in FIG. 13, the differential phase image generated by reconstructing the moiré image captured as described above can be conventionally captured as an absorption image. It is characterized in that it is possible to photograph the end of the cartilage of the joint that could not be obtained (accurately, the interface between the cartilage of the joint and the surrounding synovial fluid. The same applies hereinafter). Although not shown, not only the cartilage of the joint but also a tendon such as an Achilles tendon or a soft tissue of a human body such as a tumor can be photographed in the differential phase image.
ところで、Ｘ線タルボ撮影装置のＧ１格子（位相格子）やＧ２格子（吸収格子）には、後述する図１や図２等に示すようにスリットＳが設けられ、その格子周期ｄ（図２参照）は例えば５．３μｍ等とされる。そして、スリットＳの格子周期ｄをμｍオーダーで精度良く形成することができる等の理由で、Ｇ１格子やＧ２格子等がシリコンウェハを用いて形成される場合が少なくない。 Incidentally, slits S are provided on the G1 grating (phase grating) and the G2 grating (absorption grating) of the X-ray Talbot imaging apparatus, as shown in FIGS. 1 and 2 described later, and the grating period d (see FIG. 2). ) Is, for example, 5.3 μm. The G1 lattice, the G2 lattice, and the like are often formed using a silicon wafer because the lattice period d of the slit S can be formed with high precision in the order of μm.
しかし、現状では、形成できるシリコンウェハの径に限界があり、Ｇ１格子やＧ２格子を矩形状に形成する場合、最大でも十数ｃｍ角程度にしか製造できない。そして、このようにＧ１格子やＧ２格子を十数ｃｍ角程度にしか製造できないと、Ｇ２格子の近傍に配置されるＸ線検出器で撮影できる画像（後述するモアレ画像Ｍｏ）も、最大でも十数ｃｍ角の画像にしかならない。そのため、例えば上記のようにＸ線タルボ撮影装置で患者の関節部分や軟部組織等を撮影する場合、せいぜい手指の関節部分等しか撮影できないことになり、患者の膝や肘、肩等のより大きな関節部分の軟骨や軟部組織等を撮影することが困難になる。 However, at present, there is a limit to the diameter of a silicon wafer that can be formed, and when a G1 lattice or a G2 lattice is formed in a rectangular shape, it can be manufactured only up to about a dozen cm square at the maximum. If the G1 grating and the G2 grating can be manufactured only in a size of about several tens of cm square, an image (a moire image Mo described later) that can be captured by an X-ray detector arranged in the vicinity of the G2 grating also has a maximum of ten. It's just a few cm square image. Therefore, for example, when imaging a joint or soft tissue of a patient with an X-ray Talbot imaging apparatus as described above, at most, only the joints of the fingers and the like can be imaged, and the patient's knees, elbows, shoulders, and the like become larger. It becomes difficult to image the cartilage and soft tissue of the joint.
そのため、例えば、シリコンウェハ以外の材料を用いてＧ１格子やＧ２格子を形成し、或いは、例えば特許文献２等に記載されているように、シリコンウェハで形成した格子を複数つなぎあわせてＧ１格子やＧ２格子を形成することで、Ｇ１格子やＧ２格子を例えば３０ｃｍ角程度に大面積化（大サイズ化）する技術が種々開発されている。 Therefore, for example, a G1 lattice or a G2 lattice is formed using a material other than a silicon wafer, or a G1 lattice or a G1 lattice is formed by connecting a plurality of lattices formed on a silicon wafer as described in, for example, Patent Document 2. Various techniques have been developed for forming a G2 lattice to increase the area (enlargement) of the G1 lattice or the G2 lattice to, for example, about 30 cm square.
ところで、Ｘ線タルボ撮影装置が備えるＸ線発生装置が、Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置の場合（すなわちＸ線発生装置から離れるほどＸ線が広がるように照射される場合）、Ｇ２格子よりもＸ線発生装置に近い側に配置されるＧ１格子は、Ｇ２格子よりも小さく（すなわちより小さい面積で）形成することができる。 By the way, in the case where the X-ray generation device provided in the X-ray Talbot imaging device is an X-ray generation device that irradiates X-rays in a cone beam shape (that is, the X-ray irradiation is performed so that the X-rays spread as the distance from the X-ray generation device increases) , The G1 grating located closer to the X-ray generator than the G2 grating can be formed smaller (ie, with a smaller area) than the G2 grating.
そのため、Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置を備えるＸ線タルボ撮影装置では、上記のように撮影される画像の面積を大きくするためにＧ２格子を大面積化（例えば３０ｃｍ角）するとしても、Ｇ１格子をも同程度に大面積化する必要はなく、格子の設計条件等によっては、例えば上記のような従来のシリコンウェハ製の小さい面積の格子を用いることができる。 Therefore, in an X-ray Talbot imaging apparatus including an X-ray generator that irradiates X-rays in a cone beam shape, the G2 grid is enlarged (for example, 30 cm square) in order to increase the area of an image captured as described above. Even so, it is not necessary to increase the area of the G1 lattice to the same extent. Depending on the design conditions of the lattice, for example, a lattice of a small area made of a conventional silicon wafer as described above can be used.
その際、Ｘ線の広がり方や、求められるＧ２格子の面積（すなわち画像の大きさ）、Ｇ１格子の面積等にもよるが、例えば図１４に示すように、Ｘ線発生装置Ｆから大面積のＧ２格子にＸ線をコーンビーム状に照射するように構成すると、Ｇ１格子がＸ線発生装置Ｆに近い位置に配置されるようになる場合がある。 At this time, although it depends on the spread of the X-rays, the area of the G2 lattice (that is, the size of the image), the area of the G1 lattice, and the like, for example, as shown in FIG. When the X-ray is irradiated to the G2 lattice in a cone beam shape, the G1 lattice may be arranged at a position close to the X-ray generator F in some cases.
しかし、この場合、図１４に示すようにＸ線発生装置からＸ線を下向きに照射するＸ線タルボ撮影装置では（すなわちＸ線タルボ撮影装置がいわゆる縦型である場合には）、Ｇ１格子が、Ｘ線タルボ撮影装置が設置された撮影室等の床面から相当高い位置に配置される状態になる可能性がある。そして、その場合には、実際上、図１４に示すようにＧ１格子の上方に被写体Ｈである患者の関節部分等を配置することが困難な場合もある。 However, in this case, as shown in FIG. 14, in an X-ray Talbot imaging device that irradiates X-rays downward from the X-ray generator (that is, when the X-ray Talbot imaging device is a so-called vertical type), the G1 lattice is There is a possibility that the X-ray Talbot imaging device will be placed at a considerably higher position from the floor surface such as an imaging room where the X-ray Talbot imaging device is installed. In this case, it may be actually difficult to arrange the joints of the patient, which is the subject H, above the G1 grid as shown in FIG.
そのため、このような場合には、被写体Ｈを、Ｇ１格子とＧ２格子との間（図１４の場合にはＧ１格子の下側）に配置することが好ましい。そして、よく知られているように、このように、被写体Ｈを、Ｇ１格子とＧ２格子との間に配置する場合にも、Ｇ１格子のＸ線発生装置Ｆ側に配置する場合（すなわちＸ線発生装置ＦとＧ１格子との間（図１４の場合））と同様に、後述するタルボ効果を発生させることが可能である。 Therefore, in such a case, it is preferable to arrange the subject H between the G1 grid and the G2 grid (the lower side of the G1 grid in FIG. 14). As is well known, the subject H is arranged between the G1 lattice and the G2 lattice as described above, and also when the subject H is arranged on the X-ray generator F side of the G1 lattice (that is, X-rays). As in the case between the generator F and the G1 lattice (in the case of FIG. 14), it is possible to generate the Talbot effect described later.
そのため、例えば後述する図３に示すように、被写体Ｈを、Ｇ１格子（位相格子）１４とＧ２格子１５との間に配置するＸ線タルボ撮影装置においても、被写体Ｈのモアレ画像を的確に撮影することが可能となる。そして、被写体ＨをＧ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置する構成を採用するとしても、必ずしも上記のようにＧ２格子１５の大面積化（大サイズ化）を図る必要はないが、この構成を採用すれば、上記のように、Ｇ２格子１５の大面積化を図ることも可能となり、患者の手指の関節部分等よりも大きな膝や肘、肩等の関節部分の軟骨や軟部組織等を撮影することも可能となる。 Therefore, as shown in FIG. 3 described later, for example, even in an X-ray Talbot imaging apparatus in which the subject H is disposed between a G1 grating (phase grating) 14 and a G2 grating 15, a moire image of the subject H is accurately captured. It is possible to do. Even if the configuration in which the subject H is disposed between the G1 lattice 14 and the G2 lattice 15 is adopted, it is not always necessary to increase the area (increase in size) of the G2 lattice 15 as described above. If the configuration is adopted, the area of the G2 grid 15 can be increased as described above, and the cartilage and soft tissue of the joints such as the knees, elbows, and shoulders that are larger than the joints of the fingers of the patient. Can also be taken.
しかし、本発明者らが研究を重ねた結果、Ｘ線タルボ撮影装置を実際に上記のように構成すると、種々の問題が生じ得ることが分かってきた。 However, as a result of repeated studies by the present inventors, it has been found that various problems may occur if the X-ray Talbot imaging apparatus is actually configured as described above.
本発明は、上記の点を鑑みてなされたものであり、被写体を、位相格子であるＧ１格子と吸収格子であるＧ２格子との間に配置するように構成する場合に発生し得る種々の問題を解消可能なＸ線タルボ撮影装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above points, and various problems that may occur when an object is arranged between a G1 grating that is a phase grating and a G2 grating that is an absorption grating. It is an object of the present invention to provide an X-ray Talbot apparatus capable of solving the problem.
前記の問題を解決するために、本発明のＸ線タルボ撮影装置は、
位相格子であるＧ１格子と、
吸収格子であるＧ２格子と、
Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置と、
モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
被写体を撮影位置に配置する被写体台と、
を備えるＸ線タルボ撮影装置において、
前記被写体台は、前記Ｇ１格子と前記Ｇ２格子との間に配置され、
前記Ｇ１格子は、前記Ｘ線発生装置から前記Ｇ２格子のスリットが形成された部分に照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることを特徴とする。
In order to solve the above-mentioned problem, the X-ray Talbot imaging apparatus of the present invention
A G1 grating that is a phase grating;
A G2 lattice, which is an absorption lattice;
An X-ray generator for irradiating X-rays in a cone beam shape,
An X-ray detector that captures moiré images,
A subject table for placing the subject at the shooting position,
In an X-ray Talbot imaging apparatus comprising:
The subject table is disposed between the G1 grid and the G2 grid;
The G1 grating can be retracted to a position that does not block the X-rays emitted from the X-ray generator to the slit-formed portion of the G2 grating.
また、本発明のＸ線タルボ撮影装置は、
位相格子であるＧ１格子と、
Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置と、
モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
被写体を撮影位置に配置する被写体台と、
を備えるＸ線タルボ撮影装置において、
前記被写体台は、前記Ｇ１格子と前記Ｘ線検出器との間に配置され、
前記Ｘ線検出器は、照射されたＸ線を別の波長の電磁波に変えて変換素子に照射するシンチレーターを備えており、
前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターは、前記Ｇ１格子の自己像が像を結ぶ位置に配置されており、かつ、シンチレーター素材と非シンチレーター素材とが面方向に交互に形成されており、
前記Ｇ１格子は、前記Ｘ線発生装置から前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターに照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることを特徴とする。
Further, the X-ray Talbot imaging apparatus of the present invention
A G1 grating that is a phase grating;
An X-ray generator for irradiating X-rays in a cone beam shape,
An X-ray detector that captures moiré images,
A subject table for placing the subject at the shooting position,
In an X-ray Talbot imaging apparatus comprising:
The subject table is disposed between the G1 grid and the X-ray detector,
The X-ray detector includes a scintillator that converts the irradiated X-rays into electromagnetic waves of another wavelength and irradiates the conversion element with an X-ray.
The scintillator of the X-ray detector is arranged at a position where a self-image of the G1 lattice forms an image, and a scintillator material and a non-scintillator material are alternately formed in a plane direction,
The G1 grating can be retracted to a position where the X-ray emitted from the X-ray generator to the scintillator of the X-ray detector is not blocked.
本発明のような方式のＸ線タルボ撮影装置によれば、被写体を、位相格子であるＧ１格子と吸収格子であるＧ２格子との間に配置するように構成する場合に発生し得る種々の問題を的確に解消することが可能となる。 According to the X-ray Talbot imaging apparatus of the type according to the present invention, various problems that may occur when the subject is arranged between the G1 grating as the phase grating and the G2 grating as the absorption grating. Can be exactly eliminated.
以下、本発明に係るＸ線タルボ撮影装置の実施の形態について、図面を参照して説明する。 Hereinafter, an embodiment of an X-ray Talbot imaging apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings.
［Ｘ線タルボ撮影装置の原理について］
まず、Ｘ線タルボ撮影装置の原理、すなわちＸ線タルボ撮影装置に用いられるタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計に共通する原理について、図１を用いて簡単に説明する。
[Principle of X-ray Talbot Imaging System]
First, the principle of the X-ray Talbot imaging apparatus, that is, the principle common to the Talbot interferometer and the Talbot-Lau interferometer used in the X-ray Talbot imaging apparatus will be briefly described with reference to FIG.
なお、図１では、タルボ干渉計の場合が示されているが、タルボ・ロー干渉計の場合も基本的に同様に説明される。また、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１では、後述する図３に示すように、被写体ＨがＧ１格子１４とＧ２格子１５の間に配置されるが、原理的には、図１に示すように被写体ＨをＸ線発生装置１１とＧ１格子１４の間に配置する場合と全く同じであり、以下、図１に基づいて説明する。 Although FIG. 1 shows the case of the Talbot interferometer, the case of the Talbot-Lau interferometer is basically described in the same manner. Further, in the X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to the present embodiment, the subject H is arranged between the G1 grid 14 and the G2 grid 15 as shown in FIG. 3 described later. As shown, this is exactly the same as the case where the subject H is arranged between the X-ray generator 11 and the G1 lattice 14, and will be described below with reference to FIG.
タルボ干渉計では、Ｘ線発生装置１１と、位相格子であるＧ１格子１４と、吸収格子であるＧ２格子１５と、Ｘ線検出器１６が、図１に示すようにＸ線の照射方向（すなわちｚ方向）に順番に配置される。なお、タルボ・ロー干渉計の場合には、図１では図示を省略するが、Ｘ線発生装置１１の近傍に線源格子であるＧ０格子１２（後述する図３や図４等参照）が配置される。 In the Talbot interferometer, the X-ray generator 11, a G1 grating 14 as a phase grating, a G2 grating 15 as an absorption grating, and an X-ray detector 16, as shown in FIG. (z direction). In the case of the Talbot-Lau interferometer, although not shown in FIG. 1, a G0 grating 12 (see FIGS. 3 and 4 described later) as a source grating is arranged near the X-ray generator 11. Is done.
図２に示すように、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５には（タルボ・ロー干渉計の場合はＧ０格子１２にも）、Ｘ線の照射方向であるｚ方向と直交するｘ方向に、所定の周期ｄで複数のスリットＳが配列されて形成されている。なお、所定の周期ｄは、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５、Ｇ０格子１２でそれぞれ異なる。 As shown in FIG. 2, the G1 grating 14 and the G2 grating 15 (and also the G0 grating 12 in the case of the Talbot-Lau interferometer) have a predetermined direction in the x direction orthogonal to the z direction which is the X-ray irradiation direction. A plurality of slits S are arranged in a cycle d. The predetermined period d is different for the G1 lattice 14, the G2 lattice 15, and the G0 lattice 12.
そして、Ｘ線発生装置１１から照射されたＸ線（タルボ・ロー干渉計の場合はＸ線発生装置１１から照射されたＸ線がＧ０格子１２で多光源化されたＸ線）がＧ１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（格子像等ともいう。）といい、このように自己像がｚ方向に一定の間隔をおいて形成される現象をタルボ効果という。 The X-rays radiated from the X-ray generator 11 (in the case of the Talbot-Lau interferometer, the X-rays radiated from the X-ray generator 11 are converted into multiple light sources by the G0 grid 12) are converted into the G1 grid 14 When transmitted, the transmitted X-rays form an image at regular intervals in the z direction. This image is called a self-image (also referred to as a lattice image or the like), and a phenomenon in which the self-images are formed at regular intervals in the z direction is called a Talbot effect.
そして、図１等に示すように、Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶ位置に、Ｇ１格子１４と同様にスリットＳが設けられたＧ２格子１５を配置するが、その際、Ｇ２格子１５のスリットＳの延在方向（すなわち図１等ではｙ方向）が、Ｇ１格子１４のスリットＳの延在方向に対して僅かに角度を持つように配置する。そして、このように配置することで、Ｇ２格子１５上にモアレ縞のみからなるモアレ画像Ｍｏが現れる。 Then, as shown in FIG. 1 and the like, a G2 grating 15 provided with a slit S similarly to the G1 grating 14 is arranged at a position where the self-image of the G1 grating 14 forms an image. The slits S are arranged so that the extending direction thereof (that is, the y direction in FIG. 1 and the like) has a slight angle with respect to the extending direction of the slits S of the G1 lattice 14. By arranging in this manner, a moire image Mo including only moire fringes appears on the G2 lattice 15.
なお、図１では、モアレ画像ＭｏをＧ２格子１５上に記載するとモアレ縞とスリットＳとが混在する状態になって分かりにくくなるため、モアレ画像ＭｏをＧ２格子１５から離して記載しているが、実際にはＧ２格子１５上やその下流側でモアレ画像Ｍｏが形成される。 In FIG. 1, when the moiré image Mo is described on the G2 lattice 15, the moiré fringes and the slits S are mixed and it becomes difficult to understand the moiré image Mo. Actually, a moire image Mo is formed on the G2 lattice 15 or on the downstream side thereof.
一方、被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線の位相がずれる。そのため、モアレ画像Ｍｏのモアレ縞の被写体の部分に乱れが生じ、Ｇ２格子１５上やその下流側に、図１に示すように被写体Ｈにより乱れが生じたモアレ画像Ｍｏが現れる。 On the other hand, when the subject H exists, the phase of the X-ray is shifted by the subject H. For this reason, the moire image Mo is disturbed in the moiré fringe portion of the subject, and the moire image Mo disturbed by the subject H appears on the G2 grid 15 or on the downstream side thereof as shown in FIG.
以上が、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計の原理である。そして、Ｇ２格子１５の下流側に配置されたＸ線検出器１６（後述する図３参照）で上記のモアレ画像Ｍｏを撮影するように構成される。そして、上記の原理に従ってＸ線タルボ撮影装置が構成される。 The above is the principle of the Talbot interferometer and the Talbot-Lau interferometer. Then, the X-ray detector 16 (see FIG. 3 described later) disposed downstream of the G2 grating 15 is configured to capture the moiré image Mo. Then, an X-ray Talbot imaging apparatus is configured according to the above principle.
［Ｘ線タルボ撮影装置の第１の実施例について］
以下、上記の原理に基づいて構成される本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の第１の実施例について説明する。
[First Example of X-ray Talbot Imaging Apparatus]
Hereinafter, a first example of the X-ray Talbot imaging apparatus according to the present embodiment configured based on the above principle will be described.
図３は、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の第１の実施例の全体構成を表す概略図である。なお、第１の実施例および後述する第２の実施例では、Ｘ線タルボ撮影装置１が、線源格子であるＧ０格子１２を備えるタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線タルボ撮影装置である場合について説明するが、本発明はこれに限定されず、Ｇ０格子１２を備えず、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５のみを備えるタルボ干渉計を用いたＸ線タルボ撮影装置である場合も含む。また、その場合も下記と同様に説明される。 FIG. 3 is a schematic diagram illustrating an entire configuration of a first example of the X-ray Talbot imaging apparatus according to the present embodiment. In the first embodiment and a second embodiment to be described later, the X-ray Talbot imaging apparatus 1 is an X-ray Talbot imaging apparatus using a Talbot-Lau interferometer having a G0 grating 12 as a source grating. Although a case will be described, the present invention is not limited to this, and includes an X-ray Talbot imaging apparatus using a Talbot interferometer that does not include the G0 grating 12 and includes only the G1 grating 14 and the G2 grating 15. In that case, the description will be made in the same manner as described below.
また、第１の実施例および後述する第２の実施例では、図３や後述する図４等に示すように、Ｘ線タルボ撮影装置が、上側に設けられたＸ線発生装置１１から下方の被写体Ｈに向けてＸ線を照射するように構成されている場合（すなわちＸ線タルボ撮影装置がいわゆる縦型の場合）について説明するが、本発明はこの場合に限定されず、Ｘ線発生装置１１からＸ線を水平方向に照射するように構成することも可能であり（例えば図１参照。すなわちＸ線タルボ撮影装置がいわゆる横型の場合）、Ｘ線を任意の方向に照射するように構成する場合も含む。 Further, in the first embodiment and the second embodiment described later, as shown in FIG. 3 and FIG. 4 described later, the X-ray Talbot radiographing device is located below the X-ray generation device 11 provided on the upper side. A case where the X-ray is irradiated to the subject H (that is, a case where the X-ray Talbot imaging apparatus is a so-called vertical type) will be described. However, the present invention is not limited to this case. It is also possible to configure so as to irradiate X-rays from 11 in the horizontal direction (for example, see FIG. 1; that is, when the X-ray Talbot imaging apparatus is a so-called horizontal type), and to irradiate X-rays in any direction. Includes the case.
本実施形態の第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１は、図３に示すように、Ｘ線発生装置１１と、Ｇ０格子１２と、Ｇ１格子１４と、被写体台１３と、Ｇ２格子１５と、Ｘ線検出器１６と、支柱１７と、基台部１８と、コントローラー１９とを備えている。 As shown in FIG. 3, the X-ray Talbot radiographing apparatus 1 according to the first example of the present embodiment includes an X-ray generator 11, a G0 grid 12, a G1 grid 14, a subject table 13, and a G2 grid. 15, an X-ray detector 16, a support 17, a base 18, and a controller 19.
Ｘ線発生装置１１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線源等を備えている。また、それ以外のＸ線源（管球）を備えるように構成することも可能である。そして、本実施例では、Ｘ線発生装置１１からＸ線がコーンビーム状に（すなわちＸ線発生装置１１から遠ざかるほどＸ線が照射される範囲が広がるように）照射されるようになっている。なお、図３や後述する図４、図５におけるＣａは、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線の光軸中心（すなわち照射されるＸ線の照射方向）を表す。 The X-ray generator 11 includes, for example, a Coolidge X-ray source, a rotating anode X-ray source, and the like, which are widely and generally used at medical sites. Further, it is also possible to configure so as to include another X-ray source (tube). In the present embodiment, the X-rays are radiated from the X-ray generator 11 in a cone beam shape (that is, the X-rays are radiated farther away from the X-ray generator 11). . In addition, Ca in FIG. 3 and FIGS. 4 and 5 described below represent the center of the optical axis of the X-ray emitted from the X-ray generator 11 (that is, the irradiation direction of the irradiated X-ray).
そして、本実施例では、Ｘ線発生装置１１の、Ｘ線の照射方向（すなわちｚ方向）下流側にＧ０格子１２が設けられている。そして、Ｘ線発生装置１１の振動がＧ０格子１２等に伝わらないようにするために、本実施例では、Ｇ０格子１２は、Ｘ線発生装置１１には取り付けられておらず、支柱１７に設けられた基台部１８に取り付けられた固定部材１２ａに取り付けられるようになっている。 In this embodiment, the G0 lattice 12 is provided on the X-ray generator 11 on the downstream side in the X-ray irradiation direction (that is, the z direction). In this embodiment, in order to prevent the vibration of the X-ray generator 11 from being transmitted to the G0 grid 12 and the like, the G0 grid 12 is not attached to the X-ray generator 11 but is provided on the support 17. It is configured to be attached to a fixing member 12a attached to the base portion 18 that is provided.
そして、上記の固定部材１２ａには、Ｇ０格子１２のほか、Ｇ０格子１２を透過したＸ線の線質を変えるためのろ過フィルター（付加フィルター等ともいう。）１１２や、Ｘ線を照射して撮影を行う前に位置決めのためにＸ線の代わりに可視光を被写体Ｈに照射するための照射野ランプ１１３、照射されるＸ線（或いは可視光）の照射野を絞るための照射野絞り１１４等が取り付けられている。そして、Ｇ０格子１２等の周囲には、それらを保護するための第１のカバーユニット１２０が配置されている。 The fixing member 12a is irradiated with a G0 lattice 12, a filtration filter (also referred to as an additional filter) 112 for changing the quality of X-rays transmitted through the G0 lattice 12, and X-rays. An irradiation field lamp 113 for irradiating the subject H with visible light instead of X-rays for positioning before imaging, and an irradiation field stop 114 for narrowing the irradiation field of X-rays (or visible light) to be irradiated Etc. are attached. Around the G0 grid 12 and the like, a first cover unit 120 for protecting them is arranged.
なお、図３では、照射野ランプ１１３が照射野絞り１１４のＸ線発生装置１１側に固定されているように記載されているが、Ｘ線発生装置１１からＸ線を照射する際に照射野ランプ１１３が邪魔になるため、実際には、照射野ランプ１１３をＸ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるための図示しない移動装置が設けられている。 Although FIG. 3 shows that the irradiation field lamp 113 is fixed to the X-ray generation device 11 side of the irradiation field stop 114, when the X-ray generation device 11 emits X-rays, Since the lamp 113 is in the way, a moving device (not shown) for retracting the irradiation field lamp 113 to a position where the X-ray emitted from the X-ray generator 11 is not blocked is actually provided.
また、Ｇ０格子１２の、Ｘ線の照射方向（すなわちｚ方向）下流側には、位相格子であるＧ１格子１４が配置されている。そして、Ｇ１格子１４の、Ｘ線の照射方向下流側には、被写体Ｈを撮影位置に配置するための被写体台１３や、吸収格子であるＧ２格子１５、Ｘ線検出器１６等が設けられている。なお、前述したように、Ｇ２格子１５は、Ｘ線発生装置１１から照射されＧ１格子１４を透過したＸ線がＧ１格子１４からｚ方向に一定の間隔で自己像を結ぶ位置に配置される。 Further, a G1 grating 14 that is a phase grating is disposed downstream of the G0 grating 12 in the X-ray irradiation direction (that is, the z direction). On the downstream side of the G1 grating 14 in the X-ray irradiation direction, a subject table 13 for arranging the subject H at the imaging position, a G2 grating 15 as an absorption grating, an X-ray detector 16 and the like are provided. I have. As described above, the G2 grating 15 is disposed at a position where the X-rays emitted from the X-ray generator 11 and transmitted through the G1 grating 14 form a self-image from the G1 grating 14 at a constant interval in the z direction.
そして、Ｇ２格子１５の近傍にＸ線検出器１６が配置され、上記のようにＧ２格子１５上に生じたモアレ画像ＭｏがＸ線検出器１６で撮影されるように構成される。そして、本実施例では、図３に示すように、患者の脚等がＧ１格子１４やＧ２格子１５、Ｘ線検出器１６等にぶつかったり触れたりしないようにしてＸ線検出器１６等を防護するために、第２のカバーユニット１３０が設けられている。 Then, the X-ray detector 16 is arranged in the vicinity of the G2 grating 15, and the moire image Mo generated on the G2 grating 15 is photographed by the X-ray detector 16 as described above. In this embodiment, as shown in FIG. 3, the X-ray detector 16 and the like are protected by preventing the patient's legs or the like from hitting or touching the G1 lattice 14, the G2 lattice 15, the X-ray detector 16, or the like. For this purpose, a second cover unit 130 is provided.
なお、Ｘ線検出器（ＦＰＤ）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１６Ａ（後述する図５参照）が二次元状（マトリクス状）に配置されて構成されており、変換素子１６Ａにより生成された電気信号を画像信号として読み取るように構成されている。そして、本実施例では、Ｘ線検出器１６は、Ｇ２格子１５上に形成されるＸ線の像である上記のモアレ画像Ｍｏを変換素子１６Ａごとの画像信号として撮影するようになっている。 The X-ray detector (FPD) 16 is configured by arranging conversion elements 16A (see FIG. 5 described later) that generate an electric signal according to the irradiated X-rays in a two-dimensional (matrix) shape. In addition, it is configured to read an electric signal generated by the conversion element 16A as an image signal. In the present embodiment, the X-ray detector 16 captures the moiré image Mo, which is an X-ray image formed on the G2 grating 15, as an image signal for each conversion element 16A.
また、Ｘ線タルボ撮影装置１がいわゆる縞走査法を用いてモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影するように構成されている場合には、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５との相対位置を図１や図２におけるｘ方向（すなわちスリットＳの延在方向（ｙ方向）に直交する方向）にずらしながらモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影する。そして、図示を省略するが、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５との相対位置をｘ方向ずらすための移動装置等が設けられる。なお、Ｘ線タルボ撮影装置１でモアレ画像Ｍｏを１枚撮影し、それをフーリエ変換する等して微分位相画像等を再構成して生成するように構成されている場合には移動装置等を設ける必要はない。 When the X-ray Talbot imaging apparatus 1 is configured to capture a plurality of moiré images Mo using a so-called fringe scanning method, the relative positions of the G1 lattice 14 and the G2 lattice 15 are shown in FIGS. A plurality of moire images Mo are photographed while being shifted in the x direction (that is, the direction orthogonal to the extending direction (y direction) of the slit S) in FIG. Although not shown, a moving device for shifting the relative position between the G1 lattice 14 and the G2 lattice 15 in the x direction is provided. In the case where the X-ray Talbot apparatus 1 is configured to take one Moire image Mo and reconstruct a differential phase image or the like by subjecting it to Fourier transform or the like, the moving apparatus or the like is used. No need to provide.
コントローラー１９（図３参照）は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピューターで構成されている。なお、コントローラー１９を、本実施例のような汎用のコンピューターではなく、専用の制御装置として構成することも可能である。また、図示を省略するが、コントローラー１９には、入力手段や表示手段等の適宜の手段や装置が設けられている。 The controller 19 (see FIG. 3) includes a computer (not shown) in which a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), an input / output interface, and the like are connected to a bus. Note that the controller 19 can be configured as a dedicated control device instead of a general-purpose computer as in the present embodiment. Although not shown, the controller 19 is provided with appropriate means and devices such as input means and display means.
そして、コントローラー１９は、Ｘ線発生装置１１に管電圧や管電流、照射時間等を設定するなどＸ線タルボ撮影装置１に対する全般的な制御を行うようになっている。また、Ｘ線タルボ撮影装置１が縞走査法によりモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影するように構成されている場合には、コントローラー１９は、上記の移動装置を制御して、Ｇ１格子１４（或いはＧ２格子１５或いはその両方）を所定量ずつ移動させるように制御する。 The controller 19 performs general control of the X-ray Talbot apparatus 1, such as setting a tube voltage, a tube current, an irradiation time, and the like in the X-ray generator 11. When the X-ray Talbot imaging device 1 is configured to capture a plurality of moire images Mo by the fringe scanning method, the controller 19 controls the moving device to control the G1 grating 14 (or G2). The grid 15 or both of them is controlled to move by a predetermined amount.
また、コントローラー１９は、Ｘ線検出器１６から送信されてきた１枚或いは複数枚のモアレ画像Ｍｏに基づいて自ら微分位相画像（図１３参照）等の再構成画像を再構成して生成したり、或いは図示しない外部の画像処理装置に、Ｘ線検出器１６から送信されてきた１枚或いは複数枚のモアレ画像Ｍｏを転送して再構成画像を生成させるように構成される。 Further, the controller 19 reconstructs and generates a reconstructed image such as a differential phase image (see FIG. 13) based on one or a plurality of moire images Mo transmitted from the X-ray detector 16. Alternatively, one or a plurality of moiré images Mo transmitted from the X-ray detector 16 are transferred to an external image processing device (not shown) to generate a reconstructed image.
［Ｘ線タルボ撮影装置の第２の実施例について］
次に、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１の第２の実施例について説明する。図４は、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の第２の実施例の全体構成を表す概略図である。なお、第２の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１＊において、第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１における機能と同じ機能を有する部材等については、第１の実施例で付した符号と同じ符号を付して説明する。
[Second Example of X-ray Talbot Imaging Apparatus]
Next, a second example of the X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to the present embodiment will be described. FIG. 4 is a schematic diagram illustrating an entire configuration of a second example of the X-ray Talbot imaging apparatus according to the present embodiment. In the X-ray Talbot radiographing apparatus 1 * according to the second embodiment, members having the same functions as those of the X-ray Talbot radiographing apparatus 1 according to the first embodiment are attached in the first embodiment. The description is given with the same reference numerals as those given.
上記の第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１と同様に、第２の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１＊も、Ｘ線発生装置１１と、Ｇ０格子１２と、位相格子であるＧ１格子１４と、被写体台１３と、Ｘ線検出器１６と、コントローラー１９等を備えているが、第２の実施例では、吸収格子であるＧ２格子１５は設けられていない。 Similarly to the X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to the first embodiment, the X-ray Talbot imaging apparatus 1 * according to the second embodiment also includes an X-ray generator 11, a G0 grating 12, and a phase grating. A certain G1 grating 14, a subject table 13, an X-ray detector 16, a controller 19, and the like are provided. However, in the second embodiment, a G2 grating 15 as an absorption grating is not provided.
本実施例では、第１の実施例のようなＧ２格子１５を設ける代わりに、図５に示すように、Ｘ線検出器１６は、照射されたＸ線を別の波長の電磁波に変えて変換素子１６Ａに照射するシンチレーター１６Ｂを備えており、シンチレーター１６Ｂは、シンチレーター素材Ｓｃと非シンチレーター素材Ｓｎとが面方向に交互に形成されている。なお、シンチレーター素材Ｓｃの部分では、入射したＸ線が可視光等の別の波長の電磁波に変えられて図中下方の変換素子１６Ａに照射されるが、非シンチレーター素材Ｓｎの部分では、Ｘ線は電磁波に変えられずに素通りする。 In this embodiment, instead of providing the G2 grating 15 as in the first embodiment, as shown in FIG. 5, the X-ray detector 16 converts the irradiated X-rays into electromagnetic waves of another wavelength and converts them. The scintillator 16B is provided with a scintillator 16B for irradiating the element 16A. The scintillator material Sc and the non-scintillator material Sn are alternately formed in the plane direction. In the portion of the scintillator material Sc, the incident X-rays are converted into electromagnetic waves of another wavelength such as visible light and radiated to the lower conversion element 16A in the figure. Pass through without being converted to electromagnetic waves.
そして、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂを、第１の実施例におけるＧ２格子１５と同様に、Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶｚ方向の位置に配置し、シンチレーター１６Ｂにおけるシンチレーター素材Ｓｃの延在方向（すなわち図５ではｙ方向）が、Ｇ１格子１４のスリットＳの延在方向に対して僅かに角度を持つように配置することで、上記の第１の実施例の場合と同様に、シンチレーター１６Ｂにモアレ縞のみからなるモアレ画像Ｍｏが現れる。 Then, similarly to the G2 grating 15 in the first embodiment, the scintillator 16B of the X-ray detector 16 is arranged at a position in the z direction where the self-image of the G1 grating 14 forms an image, and the scintillator material Sc in the scintillator 16B is By arranging the extending direction (that is, the y direction in FIG. 5) so as to have a slight angle with respect to the extending direction of the slit S of the G1 grating 14, the same as in the first embodiment described above. Then, a moiré image Mo including only moiré fringes appears on the scintillator 16B.
また、図４に示したように、Ｇ１格子１４の近傍に被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線の位相がずれる。そのため、モアレ画像Ｍｏのモアレ縞の被写体の部分に乱れが生じ、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂに、図１に示したものと同様に被写体Ｈにより乱れが生じたモアレ画像Ｍｏが現れる。 Further, as shown in FIG. 4, when the subject H exists near the G1 lattice 14, the phase of the X-ray is shifted by the subject H. Therefore, the moire image Mo is disturbed in the moiré fringe portion of the subject, and the moire image Mo disturbed by the subject H appears on the scintillator 16B of the X-ray detector 16 in the same manner as shown in FIG.
そのため、Ｘ線検出器１６内に二次元状に配列されている変換素子１６Ａでそれを撮影することで、本実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１＊においても、第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１と同様にモアレ画像Ｍｏを的確に撮影することができる。そして、撮影されたモアレ画像Ｍｏを再構成することで微分位相画像（図１３参照）等の再構成画像を的確に生成することが可能となる。 Therefore, by photographing it with the conversion elements 16A arranged two-dimensionally in the X-ray detector 16, the X-ray Talbot imaging apparatus 1 * according to the present embodiment also relates to the first embodiment. As in the case of the X-ray Talbot imaging device 1, the moiré image Mo can be accurately captured. Then, by reconstructing the captured moiré image Mo, a reconstructed image such as a differential phase image (see FIG. 13) can be accurately generated.
なお、図５では、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂのシンチレーター素材Ｓｃが、Ｘ線発生装置１１からコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されている場合が示されている。これは、同じ線量のＸ線が入射した場合に、Ｘ線が斜入するシンチレーター１６Ｂの周縁部での発光強度を、シンチレーター１６Ｂの中央部での発光強度と同じにするためである。 FIG. 5 shows a case in which the scintillator material Sc of the scintillator 16B of the X-ray detector 16 is formed in parallel with the X-ray emitted from the X-ray generator 11 in a cone beam shape. This is because when the same dose of X-rays is incident, the luminous intensity at the peripheral portion of the scintillator 16B into which the X-rays obliquely enter is the same as the luminous intensity at the central portion of the scintillator 16B.
すなわち、図６（Ａ）に示すように、シンチレーター１６Ｂの中央部ではＸ線がシンチレーター面に略垂直に入射するため、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃを入射する際、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃの全部を透過する状態になる。それに対し、例えば図６（Ｂ）に示すように、シンチレーター素材Ｓｃが仮にシンチレーター面に垂直に形成されていると、シンチレーターの周縁部でＸ線が斜入した場合、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃの一部のみを透過する状態になり、図６（Ａ）の場合と同じ線量のＸ線が入射したとしても、図６（Ｂ）の場合にはシンチレーター素材Ｓｃでの発光量が少なくなってしまう。 That is, as shown in FIG. 6A, at the center of the scintillator 16B, the X-rays enter the scintillator surface almost perpendicularly, so that when the X-rays enter the scintillator material Sc, the X-rays are applied to the entire scintillator material Sc. Is transmitted. On the other hand, as shown in FIG. 6B, for example, if the scintillator material Sc is formed perpendicular to the scintillator surface, if the X-rays obliquely enter the periphery of the scintillator, the X-rays will Only a part is transmitted, and even if X-rays of the same dose as in FIG. 6A enter, the amount of light emitted from the scintillator material Sc decreases in FIG. 6B. .
しかし、図６（Ｃ）に示す本実施例の場合のように、シンチレーター素材ＳｃがＸ線発生装置１１からコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されていると、シンチレーター１６Ｂの周縁部でＸ線が斜入しても、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃの全部を透過する状態になる。そのため、本実施例のように構成することで、同じ線量のＸ線が入射した場合に、Ｘ線が斜入するシンチレーター１６Ｂの周縁部での発光強度を、シンチレーター１６Ｂの中央部での発光強度と同じにすることが可能となる。 However, if the scintillator material Sc is formed in parallel with the X-ray emitted from the X-ray generator 11 in a cone beam shape as in the case of the present embodiment shown in FIG. Even if X-rays enter the portion obliquely, the X-rays pass through the entire scintillator material Sc. Therefore, by configuring as in the present embodiment, when the same dose of X-rays is incident, the emission intensity at the periphery of the scintillator 16B into which the X-rays obliquely enter is reduced by the emission intensity at the center of the scintillator 16B. Can be made the same as
［Ｇ１格子がＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることについて］
一方、上記の第１の実施例や第２の実施例では、位相格子であるＧ１格子１４は、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされている。以下、この点について説明する。
[About that the G1 lattice can be retracted to a position that does not block X-rays]
On the other hand, in the above-described first and second embodiments, the G1 grating 14 as the phase grating can be retracted to a position where the X-ray emitted from the X-ray generator 11 is not blocked. Hereinafter, this point will be described.
なお、この構成については第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１においても第２の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１＊においても同じであり、以下、まとめて本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊という。また、以下では、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊の作用についてもあわせて説明する。 This configuration is the same in the X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to the first embodiment and the X-ray Talbot imaging apparatus 1 * according to the second embodiment. X-ray Talbot imaging devices 1 and 1 * . In the following, the operation of the X-ray Talbot imaging apparatuses 1 and 1 * according to the present embodiment will also be described.
本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊は、図３や図４に示したように、Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置１１を備えており、被写体Ｈは、位相格子であるＧ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置されるように構成されている。 The X-ray Talbot imaging devices 1 and 1 * according to the present embodiment include an X-ray generation device 11 that irradiates X-rays in a cone beam shape as shown in FIGS. It is configured to be arranged between a G1 grating 14 and a G2 grating 15 which are phase gratings.
そのため、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊では、被写体ＨをＧ１格子１４の下側に配置して的確に撮影を行うことが可能となり、被写体台１３の高さがさほど高くならないため、被写体Ｈである患者が被写体台１３の脇に着座して手や腕等を被写体台１３上に載せて撮影を行ったり、或いは患者が被写体台１３上に脚等を載せて撮影を行うことが可能となり、患者に負担をかけることなく撮影を行うことが可能となる。 Therefore, in the X-ray Talbot imaging apparatuses 1 and 1 * according to the present embodiment, it is possible to arrange the subject H under the G1 grid 14 and perform accurate imaging, and the height of the subject table 13 is very high. Therefore, the patient who is the subject H sits beside the subject table 13 and places his or her hands or arms on the subject table 13 to take a picture, or the patient places the legs or the like on the subject table 13 to take a picture. It is possible to perform imaging without burdening the patient.
また、Ｇ１格子１４を大幅に大きくすることなく、Ｇ２格子１５やＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂの大面積化を図ることが可能となるため、患者の手指の関節部分等は勿論、それよりも大きな膝や肘、肩等の関節部分の軟骨や軟部組織等を撮影することが可能となる等の様々なメリットがある。 In addition, since it is possible to increase the area of the G2 grating 15 and the scintillator 16B of the X-ray detector 16 without significantly increasing the size of the G1 grating 14, the joints of the patient's fingers and the like can be used. In addition, there are various advantages such as imaging of cartilage and soft tissue of large joints such as knees, elbows, and shoulders.
［生じ得る問題点について］
しかし、上記のようにＧ１格子１４を被写体ＨよりもＸ線発生装置１１に近い側に設けると、以下のような種々の問題点が生じ得る。ここで、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊においてＧ１格子１４を被写体ＨよりもＸ線発生装置１１に近い側に設けることで生じ得る問題点について説明する。
[Possible problems]
However, if the G1 grating 14 is provided on the side closer to the X-ray generator 11 than the subject H as described above, the following various problems may occur. Here, a problem that may occur when the G1 grating 14 is provided closer to the X-ray generator 11 than the subject H in the X-ray Talbot imaging apparatuses 1 and 1 * according to the present embodiment will be described.
よく知られているように、図１に示したように被写体ＨをＧ１格子１４のＸ線発生装置１１側に配置する場合（すなわちＸ線発生装置１１とＧ１格子１４との間に配置する場合）と同様に、本実施形態のように、被写体ＨをＧ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置する場合でも、被写体ＨをＧ１格子１４に近づけるほどＸ線検出器１６で撮影されるモアレ画像Ｍｏの信号値が大きくなるため望ましい。 As is well known, when the subject H is arranged on the X-ray generator 11 side of the G1 lattice 14 as shown in FIG. 1 (that is, when the subject H is arranged between the X-ray generator 11 and the G1 lattice 14). Similarly to the case of the present embodiment, even when the subject H is arranged between the G1 grid 14 and the G2 grid 15 as in the present embodiment, the moire captured by the X-ray detector 16 increases as the subject H approaches the G1 grid 14. This is desirable because the signal value of the image Mo increases.
また、Ｇ２格子１５上やＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂ上にモアレ画像Ｍｏを的確に形成するためには、位相格子であるＧ１格子１４の位置合わせをμｍオーダー或いはサブミクロンオーダーで行うことが必要になるが、上記のように、被写体ＨをＧ１格子１４の近傍に配置する場合、撮影に向けて被写体Ｈのポジショニング等を行う際に、被写体Ｈである患者の身体等がＧ１格子１４に接触したりぶつかったりしてしまい、Ｇ１格子１４の位置がずれたり傾いたりしてしまう可能性がある。 Further, in order to accurately form the moiré image Mo on the G2 grating 15 or the scintillator 16B of the X-ray detector 16, the G1 grating 14, which is a phase grating, needs to be aligned on the order of μm or submicron. As described above, when the subject H is arranged in the vicinity of the G1 lattice 14 as described above, when positioning the subject H for photographing or the like, the patient's body, which is the subject H, is placed on the G1 lattice 14. There is a possibility that the G1 grating 14 may come into contact with or hit, causing the G1 lattice 14 to shift or tilt.
Ｘ線タルボ撮影装置１、１＊では、通常、Ｘ線発生装置１１から照射されたＸ線はＧ１格子１４の所でピントがあうように構成されている。そのため、Ｇ１格子１４の位置がずれたり傾いたりすると、Ｇ２格子１５上やＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂ上にモアレ画像Ｍｏが形成されなくなってモアレ画像Ｍｏを撮影することができなくなったり、モアレ画像Ｍｏが適切に形成されなくなりモアレ画像Ｍｏを的確に撮影することができなくなったりする。そのため、微分位相画像等の再構成画像を生成できなくなったり、生成できたとしても正常でない再構成画像しか得られなくなるという問題が生じ得る。 In the X-ray Talbot imaging apparatuses 1 and 1 * , usually, the X-rays emitted from the X-ray generation apparatus 11 are configured to be focused at the G1 lattice 14. Therefore, if the position of the G1 grating 14 is shifted or inclined, the moire image Mo is not formed on the G2 grating 15 or the scintillator 16B of the X-ray detector 16, and the moire image Mo cannot be photographed. The image Mo is not properly formed, and the moire image Mo cannot be accurately captured. Therefore, a problem may occur in which a reconstructed image such as a differential phase image cannot be generated, or even if it can be generated, only an abnormal reconstructed image can be obtained.
また、このような問題が生じることを避けるため、放射線技師等の撮影者が被写体Ｈのポジショニングを行う際、被写体Ｈである患者の身体がＧ１格子１４に接触しないようにしながらＧ１格子１４の近傍で被写体Ｈのポジショニングを行うのでは、ポジショニングの作業を非常に行いづらくなってしまうという作業上の問題も生じ得る。 In order to avoid such a problem from occurring, when a radiographer or the like performs positioning of the subject H, the patient's body, which is the subject H, is positioned close to the G1 grid 14 while keeping the body from contacting the G1 grid 14. When the positioning of the subject H is performed, there may be a problem in the operation that the positioning operation becomes very difficult.
さらに、前述したように、ポジショニングの際、Ｘ線を照射する前にＸ線の代わりに照射野ランプ１１３（図３や図４参照）から可視光を被写体Ｈに照射して位置合わせ等が行われるが、上記のように被写体ＨのＸ線発生装置１１側にＧ１格子１４があると、照射野ランプ１１３から照射された可視光がＧ１格子１４で遮られてしまい被写体Ｈに照射されなくなるため、位置合わせ等を行うことができなくなるといった構造上の問題もある。 Further, as described above, at the time of positioning, before irradiation with X-rays, the subject H is irradiated with visible light from the irradiation field lamp 113 (see FIGS. 3 and 4) instead of X-rays to perform positioning and the like. However, if the G1 grating 14 is provided on the X-ray generator 11 side of the subject H as described above, the visible light emitted from the irradiation field lamp 113 is blocked by the G1 grating 14 and is not irradiated on the subject H. In addition, there is a structural problem that positioning cannot be performed.
そこで、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊では、これらの問題を解消するために、上記のように、位相格子であるＧ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させることができるように構成されている。以下、Ｇ１格子１４を退避させるための構成例を挙げて、具体的に説明する。 Therefore, in the X-ray Talbot imaging device 1, 1 * according to the present embodiment, in order to solve these problems, the G1 grating 14, which is a phase grating, is irradiated from the X-ray generation device 11 as described above. It is configured such that it can be retracted to a position where X-rays are not blocked. Hereinafter, a specific example will be described using a configuration example for retracting the G1 lattice 14.
なお、以下では、Ｇ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を少しも遮らないように構成した場合の構成例について説明するが、必ずしもこのように構成する必要はない。すなわち、第１の実施例のＸ線タルボ撮影装置１（図３参照）では、Ｇ１格子１４は、Ｘ線発生装置１１からＧ２格子１５のスリットＳが形成された部分（図２参照）に照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能であればよく、退避位置は、Ｇ１格子１４が、Ｇ２格子１５のうちスリットＳが形成されていない格子の周縁部やＧ２格子１５の外側等に照射されるＸ線を遮る位置であってもよい。 In the following, a configuration example in which the G1 grating 14 is configured so as not to block the X-rays emitted from the X-ray generator 11 at all will be described. However, such a configuration is not necessarily required. That is, in the X-ray Talbot imaging apparatus 1 of the first embodiment (see FIG. 3), the G1 grating 14 irradiates the portion (see FIG. 2) of the G2 grating 15 where the slit S is formed from the X-ray generator 11. The G1 grating 14 may irradiate the periphery of the G2 grating 15 where the slits S are not formed or the outside of the G2 grating 15. May be a position that blocks the X-ray to be performed.
また、第２の実施例のＸ線タルボ撮影装置１＊（図４、図５参照）では、Ｇ１格子１４は、Ｘ線発生装置１１からＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂに照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能であればよく、退避位置は、Ｇ１格子１４が、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂが形成されていない部分やＸ線検出器１６の外側等に照射されるＸ線を遮る位置であってもよい。 In the X-ray Talbot imaging apparatus 1 * (see FIGS. 4 and 5) of the second embodiment, the G1 grating 14 emits X-rays from the X-ray generator 11 to the scintillator 16B of the X-ray detector 16. It is only necessary that the G1 grating 14 can retreat to a position where the scintillator 16B of the X-ray detector 16 is not formed, the X-ray irradiated to the outside of the X-ray detector 16, and the like. It may be a position that blocks light.
［構成例１：スライド方式］
Ｘ線を遮らない位置にＧ１格子１４を退避させる構成としては、例えば図７（Ａ）、（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４を面方向（すなわち図中のｘｙ平面方向）に移動させるように構成することが可能である。なお、以下の各図においても同様であるが、図７（Ａ）は、Ｇ１格子１４が、Ｘ線発生装置１１からＸ線が照射される位置に投入された状態を表し、図７（Ｂ）は、Ｇ１格子１４が、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避した状態を表す図である。
[Configuration Example 1: Slide Method]
For example, as shown in FIGS. 7A and 7B, the G1 grating 14 is moved in a plane direction (that is, in the xy plane direction in the drawing) as a configuration for retracting the G1 grating 14 to a position where X-rays are not blocked. It can be configured as follows. 7A shows a state in which the G1 lattice 14 is put into a position where X-rays are emitted from the X-ray generator 11, and FIG. 3) is a diagram illustrating a state in which the G1 lattice 14 has been retracted to a position where the X-ray emitted from the X-ray generator 11 is not blocked.
なお、以下の各図においても同様であるが、図７（Ａ）、（Ｂ）では、照射されるＸ線としてＸ線の光軸中心Ｃａのみが記載されているが、前述したように、実際には、Ｘ線はＸ線発生装置１１からコーンビーム状に照射される（図３や図４等参照）。 Note that the same applies to the following drawings. However, in FIGS. 7A and 7B, only the optical axis center Ca of the X-ray is described as the X-ray to be irradiated. In practice, X-rays are emitted from the X-ray generator 11 in a cone beam shape (see FIGS. 3 and 4).
また、下記の各構成例においても同様であるが、前述したように、Ｇ１格子１４の位置合わせはμｍオーダーやサブミクロンオーダーで行う必要があるため、Ｇ１格子１４の退避動作は、放射線技師等の撮影者が手動等で行うのではなく、図示を省略するが、対象物（この場合はＧ１格子１４（構成例１〜３の場合）や後述する回動軸Ａ（構成例４の場合））を精密に移動させたり回動させることが可能な駆動機構で行うように構成される。 The same applies to the following respective configuration examples. However, as described above, since the positioning of the G1 grating 14 needs to be performed on the order of μm or submicron, the retracting operation of the G1 grating 14 is performed by a radiologist or the like. The photographer does not perform the operation manually or the like, but illustration is omitted, but the object (in this case, the G1 lattice 14 (in the case of the configuration examples 1 to 3) or the rotation axis A (in the case of the configuration example 4) described later) ) Is configured to be performed by a drive mechanism capable of precisely moving and rotating the).
［構成例２：跳ね上げ方式］
また、例えば図８（Ａ）、（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線の照射方向（図中のＣａ参照。すなわちｚ方向）に直交する軸（ｘ方向）を中心に回動させることで、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるように構成することも可能である。
[Structural example 2: Jumping method]
In addition, as shown in FIGS. 8A and 8B, for example, the G1 grating 14 is orthogonal to the irradiation direction of X-rays emitted from the X-ray generator 11 (see Ca in the figure, that is, the z-direction). By rotating about the axis (x direction), it is possible to retreat to a position where the X-rays emitted from the X-ray generator 11 are not blocked.
その際、本実施形態では、Ｘ線発生装置１１からＸ線がコーンビーム状に照射されるため、図９（Ａ）に示すように、Ｇ１格子１４をＸ線発生装置１１から遠ざかる向きに回動させるように構成すると、Ｇ１格子１４がＸ線を遮らない位置に退避させるためには、Ｇ１格子１４を当該向きに９０°以上回動させなければならなくなる。 In this case, in the present embodiment, since the X-rays are emitted from the X-ray generator 11 in a cone beam shape, the G1 grating 14 is rotated in a direction away from the X-ray generator 11 as shown in FIG. If the G1 grating 14 is configured to be moved, the G1 grating 14 must be rotated by 90 ° or more in the direction in order to retreat to a position where the G1 grating 14 does not block the X-rays.
それに対し、図８（Ｂ）に示したようにＧ１格子１４をＸ線発生装置１１に向かう方向に回動させるように構成すると、図９（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４を当該方向に９０°まで回動させなくてもＧ１格子１４がＸ線を遮らない位置に退避させることが可能となる。 On the other hand, when the G1 grating 14 is configured to rotate in the direction toward the X-ray generator 11 as shown in FIG. 8B, the G1 grating 14 is rotated in the direction as shown in FIG. 9B. It is possible to retreat to a position where the G1 grid 14 does not block the X-rays without rotating the X-ray to 90 °.
このように、図８（Ｂ）や図９（Ｂ）に示したようにＧ１格子１４をＸ線発生装置１１に向かう方向に回動させるように構成すれば、Ｇ１格子１４を回動させなければならない回動角をより小さくすることが可能となる。また、このように構成すれば、Ｇ１格子１４を下方の被写体Ｈ（図３や図４参照）から遠ざかる方向に回動させることになり、被写体ＨがＧ１格子１４に接触したりぶつかったりしないようにすることが可能となり好ましい。 In this way, if the G1 lattice 14 is configured to rotate in the direction toward the X-ray generator 11 as shown in FIGS. 8B and 9B, the G1 lattice 14 must be rotated. It is possible to further reduce the required rotation angle. Further, with this configuration, the G1 lattice 14 is rotated in a direction away from the subject H below (see FIGS. 3 and 4), so that the subject H does not contact or hit the G1 lattice 14. It is possible and preferable.
なお、この構成例２では、上記のように、Ｇ１格子１４をＸ線の照射方向に直交する軸を中心に回動させるが、この場合の「直交」や下記の「平行」等は、必ずしも正確に直交したり平行であったりする必要はなく、直交する方向や平行な方向からある程度の範囲内のずれは許容される。 In this configuration example 2, as described above, the G1 grating 14 is rotated around an axis orthogonal to the X-ray irradiation direction. However, in this case, the “orthogonal” and the following “parallel” are not necessarily used. It is not necessary to be orthogonal or parallel exactly, and a deviation within a certain range from the orthogonal or parallel direction is allowed.
［構成例３：面方向への回動方式］
また、例えば図１０（Ａ）、（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線の照射方向（図中のＣａ参照。すなわちｚ方向）に平行な軸を中心に回動させることで（すなわちＧ１格子１４を面方向に回動させることで）、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるように構成することも可能である。
[Configuration Example 3: Rotation method in plane direction]
Also, for example, as shown in FIGS. 10A and 10B, the G1 lattice 14 is parallel to the irradiation direction of X-rays emitted from the X-ray generator 11 (see Ca in the figure, that is, the z-direction). By rotating about the axis (that is, by rotating the G1 grating 14 in the plane direction), it is possible to retreat to a position where the X-rays emitted from the X-ray generator 11 are not blocked. It is.
その際、例えば図１１（Ａ）の平面図に示すように、矩形状に形成されたＧ１格子１４の辺部を中心にＧ１格子１４を回動させるように構成すると、Ｇ１格子１４を例えば９０°回動させた場合には、Ｇ１格子１４がＸ線発生装置１１から照射されるＸ線（図中のαの領域参照）を遮らない位置に退避させることができない。 At this time, for example, as shown in the plan view of FIG. 11A, if the G1 lattice 14 is configured to rotate around the side of the G1 lattice 14 formed in a rectangular shape, the G1 lattice 14 may be 90, for example. When rotated, the G1 grating 14 cannot be retracted to a position where it does not block the X-rays (see the area α in the figure) emitted from the X-ray generator 11.
それに対し、図１１（Ｂ）に示すように、矩形状に形成されたＧ１格子１４の角部を中心にＧ１格子１４を回動させるように構成すると、Ｇ１格子１４を９０°程度回動させれば、Ｇ１格子１４を、Ｘ線（図中のαの領域参照）を遮らない位置に退避させることが可能となる。 On the other hand, as shown in FIG. 11B, when the G1 grating 14 is configured to rotate around the corner of the G1 grating 14 formed in a rectangular shape, the G1 grating 14 is rotated by about 90 °. Then, the G1 grating 14 can be retracted to a position where the X-ray (see the area α in the drawing) is not blocked.
そのため、この構成例３を採用する場合には、図１１（Ｂ）に示したように、矩形状に形成されたＧ１格子１４の角部を中心にＧ１格子１４を回動させるように構成することが好ましい。なお、図１０（Ｂ）では、Ｇ１格子１４を、その角部を中心に１８０°回動させた場合が示されている。 Therefore, when this configuration example 3 is adopted, as shown in FIG. 11B, the G1 lattice 14 is configured to rotate around the corner of the G1 lattice 14 formed in a rectangular shape. Is preferred. FIG. 10B shows a case where the G1 lattice 14 is rotated by 180 ° about the corner.
［構成例４：照射野ランプ等と同時に回動させる方式］
一方、例えば図１２（Ａ）、（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４と前述した照射野ランプ１１３とを、回動軸Ａを軸として同軸に形成する。すなわち、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３とをそれぞれ回動軸Ａに取り付けるように構成する。なお、回動軸Ａは、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線の照射方向（図中のＣａ参照。すなわちｚ方向）に平行に設けられている。
[Configuration Example 4: Method of rotating simultaneously with irradiation field lamps and the like]
On the other hand, as shown in FIGS. 12A and 12B, the G1 grating 14 and the above-mentioned irradiation field lamp 113 are formed coaxially with the rotation axis A as an axis. That is, the G1 grating 14 and the irradiation field lamp 113 are attached to the rotation axis A, respectively. Note that the rotation axis A is provided in parallel with the irradiation direction of X-rays emitted from the X-ray generator 11 (see Ca in the figure, that is, the z-direction).
そして、照射野ランプ１１３は、Ｘ線発生装置１１に近い側で回動軸Ａからそれに直交する方向に突出され、Ｇ１格子１４は、Ｘ線発生装置１１から遠い側で回動軸Ａからそれに直交する方向に突出されているが、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３とが回動軸Ａから互いに反対側に突出するように取り付けられている。 The irradiation field lamp 113 is projected from the rotation axis A on the side close to the X-ray generator 11 in a direction perpendicular to the rotation axis A, and the G1 grating 14 is separated from the rotation axis A on the side far from the X-ray generation apparatus 11. The G1 grating 14 and the irradiation field lamp 113 are mounted so as to project in opposite directions from the rotation axis A, although they are projected in the direction orthogonal to the direction.
そして、回動軸Ａを回動させて、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３とを回動軸Ａを中心に同時に回動させることで、Ｇ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるように構成することも可能である。 By rotating the rotation axis A and simultaneously rotating the G1 grating 14 and the irradiation field lamp 113 about the rotation axis A, the G1 grating 14 is irradiated from the X-ray generator 11. It is also possible to configure so as to retreat to a position where X-rays are not blocked.
この場合、図１２（Ａ）に示した状態で回動軸Ａを回動させると図１２（Ｂ）に示した状態になり、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置への位相格子１４の退避動作と、前述したように可視光を照射可能な位置への照射野ランプ１１３の投入動作とが同時に行われる。また、図１２（Ｂ）に示した状態で回動軸Ａを回動させると図１２（Ａ）に示した状態になり、Ｘ線が照射される位置へのＧ１格子１４の投入動作と、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置への照射野ランプ１１３の退避動作とが同時に行われるようになる。 In this case, when the rotation axis A is rotated in the state shown in FIG. 12A, the state shown in FIG. 12B is reached, and the X-ray emitted from the X-ray generator 11 is moved to a position where it is not blocked. The operation of retracting the phase grating 14 and the operation of turning on the irradiation field lamp 113 to the position where visible light can be irradiated as described above are performed simultaneously. Further, when the rotation axis A is rotated in the state shown in FIG. 12B, the state shown in FIG. 12A is obtained, and the G1 grating 14 is put into the position irradiated with the X-ray, The retreat operation of the irradiation field lamp 113 to a position where the X-ray emitted from the X-ray generator 11 is not blocked is performed simultaneously.
そのため、このように構成すれば、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３の投入動作や退避動作を１つの駆動機構を用いて行うことが可能となるため、それとは別に照射野ランプ１１３をＸ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるための移動装置を設ける必要がなくなる。また、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３の投入動作や退避動作を同時に行うことが可能となるため、それらを別々に行う場合に比べて放射線技師等の撮影者の操作が楽になるといったメリットがある。 Therefore, with such a configuration, it is possible to perform the turning-on operation and the retreating operation of the G1 grating 14 and the irradiation field lamp 113 by using one driving mechanism. There is no need to provide a moving device for retracting the X-rays emitted from the device 11 to a position where the X-rays are not blocked. In addition, since the G1 grid 14 and the irradiation field lamp 113 can be simultaneously turned on and retracted, there is a merit that the operation of a photographer such as a radiologist becomes easier as compared with the case where they are performed separately. .
［効果］
以上のように、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊によれば、位相格子であるＧ１格子１４が、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされているため、被写体Ｈを、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置するように構成する場合（図３や図４等参照）に発生し得る種々の問題を的確に解消することが可能となる。
[effect]
As described above, according to the X-ray Talbot imaging apparatuses 1 and 1 * according to the present embodiment, the G1 grating 14 that is the phase grating can be retracted to a position that does not block the X-rays emitted from the X-ray generator 11. Therefore, various problems that can occur when the subject H is arranged between the G1 lattice 14 and the G2 lattice 15 (see FIGS. 3 and 4, for example) can be properly solved. Becomes possible.
すなわち、上記のようにＧ１格子１４を退避させるため、撮影に向けて被写体Ｈのポジショニング等を行う際に被写体Ｈである患者の身体等がＧ１格子１４に接触したりぶつかったりするといった問題を的確に解消することが可能となり、すなわちそのような事態が生じることを的確に防止することが可能となる。そのため、モアレ画像Ｍｏを的確に撮影することが可能となり、微分位相画像（図１３参照）等の再構成画像を的確に生成することが可能となる。 That is, since the G1 lattice 14 is retracted as described above, the problem of the subject H, which is the patient's body, coming into contact with or hitting the G1 lattice 14 when positioning the subject H for photographing or the like, is accurately determined. In other words, it is possible to appropriately prevent such a situation from occurring. Therefore, it is possible to accurately capture the moiré image Mo, and it is possible to accurately generate a reconstructed image such as a differential phase image (see FIG. 13).
また、上記のようにＧ１格子１４を退避させれば、放射線技師等の撮影者が被写体Ｈのポジショニングを行う際にＧ１格子１４が邪魔になるといった問題を的確に解消することが可能となり、撮影者が、Ｇ１格子１４が邪魔にならない状態でポジショニングの作業を楽にかつ的確に行うことが可能となる。 Further, if the G1 lattice 14 is retracted as described above, the problem that the G1 lattice 14 becomes a hindrance when a photographer such as a radiologist positions the subject H can be properly solved, and the imaging can be performed. The user can easily and accurately perform the positioning operation without the G1 lattice 14 being in the way.
さらに、上記のようにＧ１格子１４を退避させることで、ポジショニングの際に照射野ランプ１１３から可視光を被写体Ｈに照射して位置合わせ等を行う際に、照射野ランプ１１３から照射された可視光がＧ１格子１４で遮られてしまい被写体Ｈに照射されなくなるといった問題を的確に解消することが可能となり、Ｇ１格子１４に遮られずに照射野ランプ１１３から可視光を照射して的確に位置合わせ等を行うことが可能となる。 Further, by retracting the G1 grating 14 as described above, the visible light emitted from the irradiation field lamp 113 can be used when positioning the object H by irradiating the subject H with visible light from the irradiation field lamp 113 during positioning. The problem that the light is blocked by the G1 grating 14 and is no longer illuminated on the subject H can be solved exactly, and the visible field light 113 irradiates the visible light from the irradiation field lamp 113 without being blocked by the G1 grating 14 to accurately position. It becomes possible to perform matching and the like.
［被写体台を移動させることについて］
なお、前述したように、被写体ＨをＧ１格子１４に近づけるほどＸ線検出器１６で撮影されるモアレ画像Ｍｏの信号値が大きくなる。そのため、撮影時には、ポジショニングが完了した被写体Ｈを撮影位置に配置した状態で被写体台１３（図３や図４等参照）をＧ１格子１４に向かう方向（図３や図４等ではｚ方向）に移動させて、被写体ＨをＧ１格子１４に近づけることが好ましい。
[About moving the stage]
Note that, as described above, the signal value of the moiré image Mo captured by the X-ray detector 16 increases as the subject H approaches the G1 lattice 14. For this reason, at the time of photographing, the subject table 13 (see FIGS. 3 and 4) is moved toward the G1 lattice 14 (z direction in FIGS. 3 and 4) in a state where the subject H whose positioning has been completed is arranged at the photographing position. It is preferable to move the subject H so as to approach the G1 lattice 14.
一方、被写体Ｈのポジショニング時等には、被写体Ｈである患者の身体がＧ１格子１４に接触したりぶつかったりしないようにするために、被写体ＨをＧ１格子１４からできるだけ離しておいた方がよい。そのため、被写体Ｈのポジショニング時等には、被写体台１３をＧ１格子１４から離れる方向（図３や図４等ではｚ方向だが上記とは逆向き）に移動させて、被写体ＨをＧ１格子１４から遠ざけることが好ましい。 On the other hand, when positioning the subject H or the like, it is better to keep the subject H as far as possible from the G1 grid 14 so that the patient's body as the subject H does not touch or hit the G1 grid 14. . Therefore, when the subject H is positioned, for example, the subject table 13 is moved in a direction away from the G1 lattice 14 (z direction in FIGS. 3 and 4, but in the opposite direction), and the subject H is moved from the G1 lattice 14. It is preferable to keep them away.
そのため、Ｘ線タルボ撮影装置１、１＊に、被写体台１３をＧ１格子１４の方向（Ｇ１格子１４に向かう方向とＧ１格子１４から離れる方向を含む。すなわち図３や図４等ではｚ方向）に移動させるための図示しない移動装置を設け、移動装置により、被写体台１３がＧ１格子１４の方向に移動可能とされていることが望ましい。 Therefore, in the X-ray Talbot imaging apparatuses 1 and 1 * , the subject table 13 is moved in the direction of the G1 lattice 14 (including the direction toward the G1 lattice 14 and the direction away from the G1 lattice 14; ie, the z direction in FIGS. 3 and 4). It is preferable that a moving device (not shown) for moving the object table 13 be provided so that the subject table 13 can be moved in the direction of the G1 lattice 14 by the moving device.
［プレ撮影について］
また、被写体Ｈのポジショニングの際、Ｘ線発生装置１１から弱いＸ線を照射してプレ撮影を行い、放射線技師等の撮影者が、撮影した画像を見ながら被写体Ｈのポジショニングを行う場合がある。そして、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊では、被写体Ｈのポジショニングの際には、上記のように、Ｇ１格子１４はＸ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避される。
[About pre-shooting]
In addition, when positioning the subject H, pre-imaging is performed by irradiating weak X-rays from the X-ray generator 11, and a photographer such as a radiologist may position the subject H while viewing the captured image. . In the X-ray Talbot imaging apparatuses 1 and 1 * according to the present embodiment, when the subject H is positioned, the G1 lattice 14 does not block the X-rays emitted from the X-ray generation apparatus 11 as described above. Evacuated to a position.
そのため、放射線技師等の撮影者は、Ｇ１格子１４が邪魔にならない状態で、Ｘ線発生装置１１から弱いＸ線を照射してプレ撮影を行いながら被写体Ｈのポジショニングを行うことが可能となり、被写体Ｈのポジショニングを的確に行うことが可能となるとともに、被写体Ｈである患者の身体がＧ１格子１４に接触したりぶつかったりすることなく的確にポジショニングを行うことが可能となる。 Therefore, a photographer such as a radiologist can position the subject H while performing pre-imaging by irradiating weak X-rays from the X-ray generator 11 in a state where the G1 lattice 14 is not in the way. H can be accurately positioned, and the patient H, which is the subject H, can be accurately positioned without contacting or hitting the G1 grid 14.
なお、例えば、Ｘ線タルボ撮影装置１、１＊を使用していない時に、Ｇ１格子１４を退避位置に退避させておくように構成することも可能である。 Note that, for example, when the X-ray Talbot imaging devices 1 and 1 * are not used, the G1 grating 14 may be retracted to the retracted position.
また、本発明が上記の実施形態等に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。 Further, it is needless to say that the present invention is not limited to the above-described embodiments and the like, and can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention.
１、１＊ Ｘ線タルボ撮影装置
１１ Ｘ線発生装置
１３ 被写体台
１４ Ｇ１格子
１５ Ｇ２格子
１６ Ｘ線検出器
１６Ａ 変換素子
１６Ｂ シンチレーター
１１３ 照射野ランプ
Ａ 回動軸
Ｈ 被写体
Ｍｏ モアレ画像
Ｓ スリット
Ｓｃ シンチレーター素材
Ｓｎ 非シンチレーター素材
1, 1 * X-ray Talbot imaging device 11 X-ray generator 13 Subject table 14 G1 grid 15 G2 grid 16 X-ray detector 16A Conversion element 16B Scintillator 113 Irradiation field lamp A Rotation axis H Subject Mo Moiré image S Slit Sc Scintillator Material Sn Non-scintillator material
Claims (11)
吸収格子であるＧ２格子と、
Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置と、
モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
被写体を撮影位置に配置する被写体台と、
を備えるＸ線タルボ撮影装置において、
前記被写体台は、前記Ｇ１格子と前記Ｇ２格子との間に配置され、
前記Ｇ１格子は、前記Ｘ線発生装置から前記Ｇ２格子のスリットが形成された部分に照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることを特徴とするＸ線タルボ撮影装置。 A G1 grating that is a phase grating;
A G2 lattice, which is an absorption lattice;
An X-ray generator for irradiating X-rays in a cone beam shape,
An X-ray detector that captures moiré images,
A subject table for placing the subject at the shooting position,
In an X-ray Talbot imaging apparatus comprising:
The subject table is disposed between the G1 grid and the G2 grid;
The X-ray Talbot radiographing apparatus, wherein the G1 grating can be retracted to a position where it does not block the X-rays emitted from the X-ray generator to the slit-formed portion of the G2 grating.
Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置と、
モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
被写体を撮影位置に配置する被写体台と、
を備えるＸ線タルボ撮影装置において、
前記被写体台は、前記Ｇ１格子と前記Ｘ線検出器との間に配置され、
前記Ｘ線検出器は、照射されたＸ線を別の波長の電磁波に変えて変換素子に照射するシンチレーターを備えており、
前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターは、前記Ｇ１格子の自己像が像を結ぶ位置に配置されており、かつ、シンチレーター素材と非シンチレーター素材とが面方向に交互に形成されており、
前記Ｇ１格子は、前記Ｘ線発生装置から前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターに照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることを特徴とするＸ線タルボ撮影装置。 A G1 grating that is a phase grating;
An X-ray generator for irradiating X-rays in a cone beam shape,
An X-ray detector that captures moiré images,
A subject table for placing the subject at the shooting position,
In an X-ray Talbot imaging apparatus comprising:
The subject table is disposed between the G1 grid and the X-ray detector,
The X-ray detector includes a scintillator that converts the irradiated X-rays into electromagnetic waves of another wavelength and irradiates the conversion element with an X-ray.
The scintillator of the X-ray detector is arranged at a position where a self-image of the G1 lattice forms an image, and a scintillator material and a non-scintillator material are alternately formed in a plane direction,
The X-ray Talbot radiographing device, wherein the G1 grating is retreatable to a position where the X-ray emitted from the X-ray generator to the scintillator of the X-ray detector is not blocked.
前記Ｇ１格子および前記照射野ランプは、前記Ｘ線発生装置から照射されるＸ線の照射方向に平行な回動軸から互いに反対側に突出するように取り付けられており、
前記Ｇ１格子および前記照射野ランプが前記回動軸を中心に回動されることで、前記Ｘ線発生装置から照射されるＸ線を遮らない位置への前記Ｇ１格子の退避動作および可視光を照射可能な位置への前記照射野ランプの投入動作と、前記Ｘ線発生装置から照射されるＸ線が照射される位置への前記Ｇ１格子の投入動作および前記Ｘ線発生装置から照射されるＸ線を遮らない位置への前記照射野ランプの退避動作とがそれぞれ同時に行われるように構成されていることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか一項に記載のＸ線タルボ撮影装置。 An irradiation field lamp for irradiating the subject with visible light before performing imaging by irradiating X-rays,
The G1 grating and the irradiation field lamp are attached so as to protrude from opposite sides from a rotation axis parallel to the irradiation direction of the X-rays emitted from the X-ray generator,
When the G1 grating and the irradiation field lamp are rotated about the rotation axis, the G1 grating is retracted to a position where the X-ray emitted from the X-ray generator is not blocked and visible light is emitted. An operation of putting the irradiation field lamp into a position where irradiation is possible, an operation of putting the G1 grid into a position where the X-ray emitted from the X-ray generator is emitted, and an X-ray emitted from the X-ray generator. The X-ray Talbot imaging according to any one of claims 1 to 3, wherein the retreating operation of the irradiation field lamp to a position where the line is not blocked is performed simultaneously. apparatus.
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