JP2012125423A - Radiation image detection apparatus, radiographic imaging apparatus, and radiographic imaging system - Google Patents

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Yasuhisa Kaneko
泰久 金子
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Fujifilm Corp
富士フイルム株式会社
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    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48Diagnostic techniques
    • A61B6/484Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide two X-ray phase contrast images of different energies while reducing blurring between the images.SOLUTION: The radiographic imaging system includes: a first grating group 31 including a first splitter grating 34 for radiation of first energy and a first mask grating 35 having a grating pitch matching the pattern period of a first radiation image; a second grating group 32 including a second splitter grating 36 for radiation of second energy different from the first energy and a second mask grating 37 having a grating pitch substantially matching the pattern period of a second radiation image; and a radiation image detector 30. The plurality of gratings included in the first and second grating groups are arranged in a line. The gratings making up the first grating group are arranged to have their grating pitch directions pointed in a first direction. The gratings making up the second grating group are arranged to have their grating pitch directions pointed in a second direction crossing the first direction.

Description

本発明は、放射線画像検出装置、該放射線画像検出装置を備える放射線撮影装置及び放射線撮影システムに関する。   The present invention relates to a radiation image detection apparatus, a radiation imaging apparatus including the radiation image detection apparatus, and a radiation imaging system.
X線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被写体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。X線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。   X-rays are used as a probe for seeing through the inside of a subject because they have characteristics such as attenuation depending on the atomic numbers of elements constituting the substance and the density and thickness of the substance. X-ray imaging is widely used in fields such as medical diagnosis and non-destructive inspection.
従来のX線撮影システムでは、X線を放射するX線源とX線画像を検出するX線画像検出器との間に被写体を配置して、被写体によるX線の強度変化に基づいた画像(以下、吸収画像と称する)を取得する。即ち、X線源からX線画像検出器に向けて放射された各X線は、X線画像検出器までの経路上に存在する被写体を構成する物質の特性(原子番号、密度、厚さ)の差異に応じた量の減衰(吸収)を受けた後、X線画像検出器に入射する。この結果、被写体のX線吸収像がX線画像検出器により検出され画像化される。X線画像検出器としては、X線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体(蓄積性蛍光体)のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器(FPD:Flat Panel Detector)が広く用いられている。   In a conventional X-ray imaging system, an object is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects an X-ray image, and an image based on an X-ray intensity change by the object ( Hereinafter, it is referred to as an absorption image). That is, each X-ray emitted from the X-ray source toward the X-ray image detector has characteristics (atomic number, density, thickness) of the substance constituting the object existing on the path to the X-ray image detector. After being attenuated (absorbed) by an amount corresponding to the difference, it enters the X-ray image detector. As a result, the X-ray absorption image of the subject is detected and imaged by the X-ray image detector. X-ray image detectors include a combination of X-ray intensifying screens and films, stimulable phosphors (accumulative phosphors), and flat panel detectors (FPD) using semiconductor circuits. Widely used.
しかし、X線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなり、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、X線吸収能の差が小さく、従ってX線透過像としての十分な画像の濃淡(コントラスト)が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のX線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。   However, the X-ray absorptivity becomes lower as a substance composed of an element having a smaller atomic number, and the difference in the X-ray absorptivity is small in a soft tissue or soft material of a living body. Therefore, a sufficient image density as an X-ray transmission image is obtained. There is a problem that (contrast) cannot be obtained. For example, most of the components of the cartilage part constituting the joint of the human body and the joint fluid in the vicinity thereof are water, and the difference in the amount of X-ray absorption between the two is small, so that it is difficult to obtain image contrast.
このような問題を背景に、近年、被写体によるX線の強度変化に代えて、被写体によるX線の位相変化(角度変化)に基づいた画像(以下、位相コントラスト画像と称する)を得るX線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、X線が物体に入射したとき、X線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したX線位相イメージングでは、X線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。このようなX線位相イメージングの一種として、近年、2枚の透過回折格子(位相型格子及び吸収型格子)とX線画像検出器とからなるX線タルボ干渉計を用いたX線撮影システムが考案されている(例えば、特許文献1参照)。   Against the background of such problems, in recent years, an X-ray phase for obtaining an image (hereinafter referred to as a phase contrast image) based on an X-ray phase change (angle change) by an object instead of an X-ray intensity change by an object. Imaging research is actively conducted. In general, it is known that when X-rays are incident on an object, the interaction is higher in phase than in X-ray intensity. For this reason, in the X-ray phase imaging using the phase difference, a high-contrast image can be obtained even for a weakly absorbing object having a low X-ray absorption capability. As a kind of such X-ray phase imaging, in recent years, an X-ray imaging system using an X-ray Talbot interferometer comprising two transmission diffraction gratings (phase grating and absorption grating) and an X-ray image detector has been proposed. It has been devised (for example, see Patent Document 1).
X線タルボ干渉計は、被写体の背後に第1の回折格子(位相型格子あるいは吸収型格子)を配置し、第1の回折格子の格子ピッチとX線波長で決まる特定距離(タルボ干渉距離)だけ下流に第2の回折格子(吸収型格子)を配置し、その背後にX線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第1の回折格子を通過したX線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、X線源と第1の回折格子との間に配置された被写体とX線との相互作用(位相変化)により変調を受ける。   In the X-ray Talbot interferometer, a first diffraction grating (phase type grating or absorption type grating) is arranged behind a subject, and a specific distance (Talbot interference distance) determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength. The second diffraction grating (absorption type grating) is disposed only downstream, and the X-ray image detector is disposed behind the second diffraction grating. The Talbot interference distance is a distance at which X-rays that have passed through the first diffraction grating form a self-image due to the Talbot interference effect, and this self-image is between the X-ray source and the first diffraction grating. It is modulated by the interaction (phase change) between the arranged subject and the X-ray.
X線タルボ干渉計では、第1の回折格子の自己像と第2の回折格子との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、被写体によるモアレ縞の変化を解析することによって被写体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、例えば縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第1の回折格子に対して第2の回折格子を、第1の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第1の回折格子の格子方向(条帯方向)にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、X線画像検出器で得られる各画素の画素値の変化から、被写体で屈折したX線の角度分布(位相シフトの微分像)を演算し、この角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。   The X-ray Talbot interferometer detects moiré fringes generated by superimposing the first image of the first diffraction grating and the second diffraction grating, and obtains subject phase information by analyzing changes in the moiré fringes caused by the subject. To do. As a method for analyzing moire fringes, for example, a fringe scanning method is known. According to this fringe scanning method, the second diffraction grating is substantially parallel to the surface of the first diffraction grating with respect to the first diffraction grating and substantially in the grating direction (strip direction) of the first diffraction grating. The angle of the X-ray refracted by the subject from the change of the pixel value of each pixel obtained by the X-ray image detector while performing a plurality of times of imaging while translating in the vertical direction at a scanning pitch obtained by equally dividing the lattice pitch. A distribution (differential image of phase shift) is calculated, and a phase contrast image of the subject can be obtained based on this angular distribution.
また、被写体各部におけるX線吸収のエネルギー依存性を利用し、従来のX線撮影システムにおいては、エネルギーの異なるX線により同一被写体について取得される2枚のX線吸収画像を用いて、例えば高エネルギー画像(画像データ)及び低エネルギー画像(画像データ)の一方から他方を減算することによって軟部組織のみの画像や骨等の硬組織のみの画像を得る画像処理(エネルギーサブトラクション処理)が知られている。   In addition, by utilizing the energy dependency of X-ray absorption in each part of the subject, a conventional X-ray imaging system uses, for example, two X-ray absorption images acquired with respect to the same subject using X-rays having different energies. Image processing (energy subtraction processing) is known in which an image of only soft tissue or an image of only hard tissue such as bone is obtained by subtracting the other from one of energy image (image data) and low energy image (image data). Yes.
そして、被写体によるX線の位相変化もまたエネルギー依存性を有しており、特許文献1に記載のタルボ干渉計を用いたX線撮影システムにおいても、エネルギーの異なるX線により同一被写体について2枚のX線位相コントラスト画像を取得し、これらの画像を用いたエネルギーサブトラクション処理によって、より詳細な軟部組織の画像を得る試みがなされている。   The phase change of the X-rays by the subject also has energy dependency. In the X-ray imaging system using the Talbot interferometer described in Patent Document 1, two X-rays with the same energy are used for the same subject. Attempts have been made to obtain more detailed soft tissue images by acquiring X-ray phase contrast images of these and performing energy subtraction processing using these images.
特開2007‐203074号公報JP 2007-203074 A
特許文献1に記載のタルボ干渉計を用いたX線撮影システムにおいては、エネルギーの異なるX線により同一被写体について2枚のX線位相コントラスト画像を取得するにあたって、各エネルギーに応じた2種の格子組(第1及び第2の回折格子の組)を用い、この2種の格子組を交互にX線照射野に挿入して2度の撮影を行っており、格子組の入れ替えに手間を要する。そして、被写体が生体である場合に、格子組の入れ替えの間に体動を生じ易く、2枚の画像間でブレが生じる虞がある。そして、2枚の画像の間にブレがあると、エネルギーサブトラクション処理により得られる画像のコントラストや解像度が低下してしまう。   In the X-ray imaging system using the Talbot interferometer described in Patent Document 1, when two X-ray phase contrast images are acquired for the same subject using X-rays having different energies, two types of gratings corresponding to the respective energies are used. Two sets of gratings (a set of first and second diffraction gratings) are used, and the two types of grating sets are alternately inserted into the X-ray irradiation field to perform imaging twice, and it takes time to replace the grating sets. . When the subject is a living body, body movement is likely to occur during the replacement of the lattice set, and there is a risk of blurring between the two images. If there is a blur between the two images, the contrast and resolution of the image obtained by the energy subtraction process are reduced.
本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、その目的は、画像間のブレを抑制してエネルギーの異なる2枚のX線位相コントラスト画像を得ることにある。   The present invention has been made in view of the above-described circumstances, and an object thereof is to obtain two X-ray phase contrast images having different energies while suppressing blurring between images.
(1) 第1のエネルギーの放射線によって縞状の第1の放射線像を形成する第1のスプリッタ格子、及び前記第1の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第1のマスク格子を含む第1の格子組と、前記第1のエネルギーと異なる第2のエネルギーの放射線によって縞状の第2の放射線像を形成する第2のスプリッタ格子、及び前記第2の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第2のマスク格子を含む第2の格子組と、前記第1のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第1の放射線像及び前記第2のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第2の放射線像を検出する放射線画像検出器と、を備え、前記第1及び第2の格子組に含まれる複数の格子は、一列に並んで配置されており、前記第1の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第1の方向に向け、また、前記第2の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第1の方向と交差する第2の方向に向けて、それぞれ配置されている放射線画像検出装置。
(2) 上記(1)の放射線画像検出装置と、前記第1及び第2のエネルギーを含む放射線を、前記放射線画像検出装置に向けて出射するX線源と、を備える放射線撮影装置。
(3) 上記(2)の放射線撮影装置と、前記第1のマスク格子によってマスキングされた前記第1の放射線像を前記放射線画像検出器で検出して取得される放射線画像から第1の位相コントラスト画像を生成すると共に、前記第2のマスク格子によってマスキングされた前記第2の放射線像を前記放射線画像検出器によって検出して取得される放射線画像から第2の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備える放射線撮影システム。
(1) a first splitter grating that forms a striped first radiation image by radiation of a first energy, and a first splitter grating formed at a grating pitch that substantially matches the pattern period of the first radiation image; A first grating set including one mask grating, a second splitter grating that forms a striped second radiation image by radiation of a second energy different from the first energy, and the second radiation A second grating set including a second mask grating formed at a grating pitch substantially coincident with a pattern period of the image, the first radiation image masked by the first splitter grating, and the second A radiation image detector for detecting the second radiation image masked by the splitter grating, wherein the plurality of gratings included in the first and second grating sets are arranged in a line. Each of the gratings constituting the first grating set has its grating pitch direction directed to the first direction, and each of the gratings constituting the second grating set has its grating pitch direction The radiographic image detection apparatus each arrange | positioned toward the 2nd direction which cross | intersects a 1st direction.
(2) A radiographic apparatus comprising: the radiological image detection apparatus according to (1) above; and an X-ray source that emits radiation including the first and second energies toward the radiographic image detection apparatus.
(3) A first phase contrast from a radiographic image obtained by detecting the radiographic apparatus of (2) above and the first radiographic image masked by the first mask grating with the radiographic image detector. An arithmetic processing unit for generating an image and generating a second phase contrast image from a radiographic image acquired by detecting the second radiographic image masked by the second mask grating by the radiographic image detector A radiation imaging system comprising:
本発明によれば、第1及び第2の格子組を入れ替えることなく、エネルギーの異なる2枚のX線位相コントラスト画像を取得することができる。それにより、画像間のブレが抑制され、これらの画像を用いたエネルギーサブトラクション処理によって得られる画像のコントラストや解像度を向上させることができる。   According to the present invention, two X-ray phase contrast images having different energies can be acquired without changing the first and second lattice sets. Thereby, blurring between images is suppressed, and the contrast and resolution of an image obtained by energy subtraction processing using these images can be improved.
本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of an example of the radiography system for describing embodiment of this invention. 図1の放射線撮影システムの制御ブロック図である。It is a control block diagram of the radiography system of FIG. 図1の放射線撮影システムの撮影部に含まれる放射線画像検出器の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of the radiographic image detector contained in the imaging part of the radiography system of FIG. 図1の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。It is a perspective view of the imaging part of the radiography system of FIG. 図1の放射線撮影システムの撮影部に含まれる第1の格子組の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of the 1st grating | lattice group contained in the imaging | photography part of the radiography system of FIG. 図1の放射線撮影システムの撮影部に含まれる第2の格子組の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of the 2nd grating | lattice group contained in the imaging | photography part of the radiography system of FIG. 第1及び第2のエネルギーのX線に対する第1の格子組のスプリッタ格子及び第2の格子組のスプリッタ格子の作用を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the effect | action of the splitter grating of a 1st grating | lattice set, and the splitter grating | lattice of a 2nd grating | lattice group with respect to the X-ray of 1st and 2nd energy. スプリッタ格子及びマスク格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the mechanism for changing the period of a moire fringe by superimposition of a splitter grating | lattice and a mask grating | lattice. 被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the refraction | bending of the radiation by a to-be-photographed object. 縞走査法を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the fringe scanning method. 縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。It is a graph which shows the signal of the pixel of the radiographic image detector accompanying a fringe scanning. 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その撮影部の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of the imaging | photography part regarding the other example of the radiography system for describing embodiment of this invention. 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影装置の一例の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of an example of the radiography apparatus for describing embodiment of this invention. 図13の放射線撮影装置の変形例の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of the modification of the radiography apparatus of FIG. 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of the other example of the radiography system for describing embodiment of this invention. 図15の放射線撮影システムの撮影部の構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the structure of the imaging | photography part of the radiography system of FIG. 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像を生成する演算部の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the calculating part which produces | generates a radiographic image regarding the other example of the radiography system for describing embodiment of this invention. 図17の放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。It is a graph which shows the signal of the pixel of the radiographic image detector for demonstrating the process in the calculating part of the radiography system of FIG.
図1は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図2は、図1の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。   FIG. 1 shows a configuration of an example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention, and FIG. 2 shows a control block of the radiation imaging system of FIG.
X線撮影システム10は、被写体(患者)Hを立位状態で撮影するX線診断装置であって、被写体HにX線を放射するX線源11と、X線源11に対向配置され、X線源11から被写体Hを透過したX線を検出して画像データを生成する撮影部(放射線画像検出装置)12と、操作者の操作に基づいてX線源11の曝射動作や撮影部12の撮影動作を制御するとともに、撮影部12により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール13とに大別される。   The X-ray imaging system 10 is an X-ray diagnostic apparatus that images a subject (patient) H in a standing position, and is disposed opposite to the X-ray source 11 that emits X-rays to the subject H, and the X-ray source 11. An imaging unit (radiation image detection device) 12 that detects X-rays transmitted through the subject H from the X-ray source 11 and generates image data, and an exposure operation and an imaging unit of the X-ray source 11 based on the operation of the operator The console 13 is roughly divided into a console 13 that controls the image capturing operation 12 and calculates the image data acquired by the image capturing unit 12 to generate a phase contrast image.
X線源11は、天井から吊り下げられたX線源保持装置14により上下方向(x方向)に移動自在に保持されている。撮影部12は、床上に設置された立位スタンド15により上下方向に移動自在に保持されている。   The X-ray source 11 is held movably in the vertical direction (x direction) by an X-ray source holding device 14 suspended from the ceiling. The photographing unit 12 is held by a standing stand 15 installed on the floor so as to be movable in the vertical direction.
X線源11は、X線源制御部17の制御に基づき、高電圧発生器16から印加される高電圧に応じてX線を発生するX線管18と、X線管18から発せられたX線のうち、被写体Hの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ19aを備えたコリメータユニット19とから構成されている。   Based on the control of the X-ray source control unit 17, the X-ray source 11 is emitted from the X-ray tube 18 that generates X-rays according to the high voltage applied from the high voltage generator 16, and the X-ray tube 18. The X-ray includes a collimator unit 19 including a movable collimator 19a that limits an irradiation field so as to shield a portion that does not contribute to the inspection area of the subject H.
X線管18は、陽極回転型であり、電子放出源(陰極)としてのフィラメント(図示せず)から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極18aに衝突させることにより広エネルギー帯域のX線を発生する。この回転陽極18aの電子線の衝突部分がX線焦点18bとなる。   The X-ray tube 18 is of the anode rotating type, and emits an electron beam from a filament (not shown) as an electron emission source (cathode) and collides with a rotating anode 18a rotating at a predetermined speed to wide energy. X-rays in the band are generated. The colliding portion of the rotating anode 18a with the electron beam becomes the X-ray focal point 18b.
X線源保持装置14は、天井に設置された天井レール(図示せず)により水平方向(z方向)に移動自在に構成された台車部14aと、上下方向に連結された複数の支柱部14bとからなる。台車部14aには、支柱部14bを伸縮させて、X線源11の上下方向に関する位置を変更するモータ(図示せず)が設けられている。   The X-ray source holding device 14 includes a carriage portion 14a configured to be movable in a horizontal direction (z direction) by a ceiling rail (not shown) installed on the ceiling, and a plurality of support column portions 14b connected in the vertical direction. It consists of. A motor (not shown) that changes the position of the X-ray source 11 in the vertical direction is provided on the carriage unit 14 a by expanding and contracting the column unit 14 b.
立位スタンド15は、床に設置された本体15aに、撮影部12を保持する保持部15bが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部15bは、上下方向に離間して配置された2つのプーリ15cの間に掛架された無端ベルト15dに接続され、プーリ15cを回転させるモータ(図示せず)により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール13の制御装置20により制御される。   In the standing stand 15, a holding unit 15 b that holds the photographing unit 12 is attached to a main body 15 a installed on the floor so as to be movable in the vertical direction. The holding portion 15b is connected to an endless belt 15d that is suspended between two pulleys 15c that are spaced apart in the vertical direction, and is driven by a motor (not shown) that rotates the pulley 15c. The driving of the motor is controlled by the control device 20 of the console 13 described later based on the setting operation by the operator.
また、立位スタンド15には、プーリ15c又は無端ベルト15dの移動量を計測することにより、撮影部12の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ(図示せず)が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりX線源保持装置14に供給される。X線源保持装置14は、供給された検出値に基づいて支柱部14bを伸縮させ、撮影部12の上下動に追従するようにX線源11を移動させる。   Further, the standing stand 15 is provided with a position sensor (not shown) such as a potentiometer that detects the position of the photographing unit 12 in the vertical direction by measuring the movement amount of the pulley 15c or the endless belt 15d. . The detection value of this position sensor is supplied to the X-ray source holding device 14 by a cable or the like. The X-ray source holding device 14 moves the X-ray source 11 so as to follow the vertical movement of the imaging unit 12 by expanding and contracting the support column 14 b based on the supplied detection value.
コンソール13には、CPU、ROM、RAM等からなる制御装置20が設けられている。制御装置20には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置21と、撮影部12により取得された画像データを演算処理してX線画像を生成する演算処理部22と、X線画像を記憶する記憶部23と、X線画像等を表示するモニタ24と、X線撮影システム10の各部と接続されるインターフェース(I/F)25とがバス26を介して接続されている。   The console 13 is provided with a control device 20 including a CPU, a ROM, a RAM, and the like. The control device 20 includes an input device 21 through which an operator inputs an imaging instruction and the content of the instruction, an arithmetic processing unit 22 that performs arithmetic processing on the image data acquired by the imaging unit 12 and generates an X-ray image, and X A storage unit 23 for storing line images, a monitor 24 for displaying X-ray images and the like, and an interface (I / F) 25 connected to each unit of the X-ray imaging system 10 are connected via a bus 26. .
入力装置21としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置21の操作により、X線管電圧やX線照射時間等のX線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ24は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置20の制御により、X線撮影条件等の文字やX線画像を表示する。   As the input device 21, for example, a switch, a touch panel, a mouse, a keyboard, or the like can be used. By operating the input device 21, X-ray imaging conditions such as X-ray tube voltage and X-ray irradiation time, imaging timing, and the like. Is entered. The monitor 24 includes a liquid crystal display or the like, and displays characters such as X-ray imaging conditions and X-ray images under the control of the control device 20.
撮影部12には、半導体回路からなるフラットパネル検出器(FPD)30、被写体HによるX線の位相変化(角度変化)を検出し位相イメージングを行うための第1の格子組31及び第2の格子組32が設けられている。詳しくは後述するが、第1の格子組31は、スプリッタ格子34及びマスク格子35で構成され、第2の格子組32もまた、スプリッタ格子36及びマスク格子37で構成されている。   The imaging unit 12 includes a flat panel detector (FPD) 30 made of a semiconductor circuit, a first lattice set 31 for detecting phase change (angle change) of X-rays due to the subject H and performing phase imaging, and a second grid set 31. A lattice set 32 is provided. As will be described in detail later, the first lattice set 31 includes a splitter lattice 34 and a mask lattice 35, and the second lattice set 32 also includes a splitter lattice 36 and a mask lattice 37.
FPD30は、検出面がX線源11から照射されるX線の光軸Aに直交するように配置されている。第1及び第2の格子組31,32は、FPD30とX線源11との間に配置されている。   The FPD 30 is disposed so that the detection surface is orthogonal to the optical axis A of the X-rays emitted from the X-ray source 11. The first and second lattice sets 31 and 32 are disposed between the FPD 30 and the X-ray source 11.
また、撮影部12には、第1の格子組31のマスク格子35を上下方向(x方向)に並進移動させることにより、第1の格子組31のスプリッタ格子34に対するマスク格子35の相対位置関係を変化させ、また、第2の格子組32のマスク格子37を左右方向(y方向)に並進移動させることにより、第2の格子組32のスプリッタ格子36に対するマスク格子37の相対位置関係を変化させる走査機構33が設けられている。この走査機構33は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。   Further, the relative position relationship of the mask grating 35 with respect to the splitter grating 34 of the first grating set 31 is obtained by moving the mask grating 35 of the first grating set 31 in the vertical direction (x direction). And the relative position relationship of the mask grating 37 with respect to the splitter grating 36 of the second grating set 32 is changed by translating the mask grating 37 of the second grating set 32 in the left-right direction (y direction). A scanning mechanism 33 is provided. The scanning mechanism 33 is configured by an actuator such as a piezoelectric element, for example.
図3は、図1の放射線撮影システムの撮影部に含まれる放射線画像検出器の構成を示す。   FIG. 3 shows a configuration of a radiation image detector included in the imaging unit of the radiation imaging system of FIG.
放射線画像検出器としてのFPD30は、X線を電荷に変換して蓄積する複数の画素40がアクティブマトリクス基板上にxy方向に2次元配列されてなる受像部41と、受像部41からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路42と、各画素40に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路43と、画像データをコンソール13のI/F25を介して演算処理部22に送信するデータ送信回路44とから構成されている。なお、走査回路42と各画素40とは、行毎に走査線45によって接続されており、読み出し回路43と各画素40とは、列毎に信号線46によって接続されている。   The FPD 30 as a radiological image detector includes an image receiving unit 41 in which a plurality of pixels 40 that convert X-rays into electric charges and store them in a two-dimensional array on an active matrix substrate, and an electric charge received from the image receiving unit 41. A scanning circuit 42 that controls the readout timing, a readout circuit 43 that reads out the charges accumulated in each pixel 40, converts the charges into image data and stores them, and performs arithmetic processing on the image data via the I / F 25 of the console 13. And a data transmission circuit 44 for transmission to the unit 22. The scanning circuit 42 and each pixel 40 are connected by a scanning line 45 for each row, and the readout circuit 43 and each pixel 40 are connected by a signal line 46 for each column.
各画素40は、アモルファスセレン等の変換層(図示せず)でX線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ(図示せず)に蓄積する直接変換型の素子として構成することができる。各画素40には、TFTスイッチ(図示せず)が接続され、TFTスイッチのゲート電極が走査線45、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線46に接続される。TFTスイッチが走査回路42からの駆動パルスによってON状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線46に読み出される。   Each pixel 40 directly converts X-rays into electric charges by a conversion layer (not shown) such as amorphous selenium, and stores the converted electric charges in a capacitor (not shown) connected to an electrode below the conversion layer. It can be configured as a direct conversion type element. A TFT switch (not shown) is connected to each pixel 40, and the gate electrode of the TFT switch is connected to the scanning line 45, the source electrode is connected to the capacitor, and the drain electrode is connected to the signal line 46. When the TFT switch is turned on by the drive pulse from the scanning circuit 42, the charge accumulated in the capacitor is read out to the signal line 46.
なお、各画素40は、テルビウム賦活酸化ガドリニウム(Gd2S:Tb)やタリウム賦活ヨウ化セシウム(CsI:Tl)等からなるシンチレータ(図示せず)でX線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード(図示せず)で電荷に変換して蓄積する間接変換型のX線検出素子として構成することも可能である。また、X線画像検出器としては、TFTパネルをベースとしたFPDに限られず、CCDセンサやCMOSセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のX線画像検出器を用いることも可能である。 Each pixel 40 once converts X-rays into visible light by a scintillator (not shown) made of terbium activated gadolinium oxide (Gd 2 O 2 S: Tb), thallium activated cesium iodide (CsI: Tl), or the like. It is also possible to configure as an indirect conversion type X-ray detection element that converts the converted visible light into a charge by a photodiode (not shown) and accumulates it. The X-ray image detector is not limited to an FPD based on a TFT panel, and various X-ray image detectors based on a solid-state imaging device such as a CCD sensor or a CMOS sensor can also be used.
読み出し回路43は、積分アンプ回路、A/D変換器、補正回路、及び画像メモリ(いずれも図示せず)により構成されている。積分アンプ回路は、各画素40から信号線46を介して出力された電荷を積分して電圧信号(画像信号)に変換して、A/D変換器に入力する。A/D変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、X線の露光量や露光分布(いわゆるシェーディング)の補正や、FPD30の制御条件(駆動周波数や読み出し期間)に依存するパターンノイズ(例えば、TFTスイッチのリーク信号)の補正等を含めてもよい。   The readout circuit 43 includes an integration amplifier circuit, an A / D converter, a correction circuit, and an image memory (all not shown). The integrating amplifier circuit integrates the charges output from each pixel 40 via the signal line 46, converts them into a voltage signal (image signal), and inputs it to the A / D converter. The A / D converter converts the input image signal into digital image data and inputs the digital image data to the correction circuit. The correction circuit performs offset correction, gain correction, and linearity correction on the image data, and stores the corrected image data in the image memory. As correction processing by the correction circuit, correction of X-ray exposure amount and exposure distribution (so-called shading) and pattern noise depending on FPD 30 control conditions (drive frequency and readout period) (for example, leak signal of TFT switch) May be included.
図4は、図1の放射線撮影システムの撮影部を示し、図5は撮影部に含まれる第1の格子組の構成を示し、また図6は撮影部に含まれる第2の格子組の構成を示す。   4 shows the imaging unit of the radiation imaging system of FIG. 1, FIG. 5 shows the configuration of the first grid set included in the imaging unit, and FIG. 6 shows the configuration of the second grid set included in the imaging unit. Indicates.
前述のとおり、撮影部12には、第1及び第2の格子組31,32が設けられている。各格子組は、スプリッタ格子及びマスク格子で構成されており、X線源11側から第1の格子組31のスプリッタ格子34、第2の格子組32のスプリッタ格子36、第1の格子組31のマスク格子35、第2の格子組32のマスク格子37の順に配置されている。第1の格子組は、第1のエネルギーのX線によって位相イメージングを行うためのものであり、第2の格子組は、第1のエネルギーより高い第2のエネルギーのX線によって位相イメージングを行うためのものである。   As described above, the photographing unit 12 is provided with the first and second lattice sets 31 and 32. Each grating set is composed of a splitter grating and a mask grating. From the X-ray source 11 side, the splitter grating 34 of the first grating set 31, the splitter grating 36 of the second grating set 32, and the first grating set 31. The mask grating 35 and the mask grating 37 of the second grating set 32 are arranged in this order. The first lattice set is for performing phase imaging with X-rays of a first energy, and the second lattice set is for performing phase imaging with X-rays of a second energy higher than the first energy. Is for.
まず、第1の格子組31を構成するスプリッタ格子34及びマスク格子35について説明する。   First, the splitter grating 34 and the mask grating 35 constituting the first grating set 31 will be described.
スプリッタ格子34は、基板34aと、この基板34aに配置された複数のX線遮蔽部34bとから構成されている。マスク格子35もまた、基板35aと、この基板35aに配置された複数のX線遮蔽部35bとから構成されている。X線遮蔽部34bは線状の部材で構成され、X線の光軸Aに直交する面内における第1の方向(図示の例では、x方向)に一定のピッチpで、互いに所定の間隔dを空けて配列されている。X線遮蔽部35bもまた線状の部材で構成され、上記第1の方向(x方向)に一定のピッチpで、互いに所定の間隔dを空けて配列されている。 The splitter grating 34 includes a substrate 34a and a plurality of X-ray shielding portions 34b arranged on the substrate 34a. The mask grating 35 is also composed of a substrate 35a and a plurality of X-ray shielding portions 35b arranged on the substrate 35a. The X-ray shielding part 34b is composed of a linear member, and has a predetermined pitch p 1 in a first direction (x direction in the illustrated example) in a plane perpendicular to the optical axis A of the X-rays. They are arranged at intervals d 1. X-ray shielding portion 35b is also formed of a linear member in the first direction (x-direction) at a constant pitch p 2, it is arranged at a predetermined interval d 2 from each other.
基板34a,35aは、いずれもX線を透過させるガラスやシリコン等のX線透過性部材により形成されている。X線遮蔽部34b,35bの材料としてはX線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのX線遮蔽部34b,35bは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。なお、スリット部(上記間隔d,dの領域)は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのX線低吸収材で該空隙を充填してもよい。スプリッタ格子34及びマスク格子35は、X線遮蔽部34b,35bにおいてX線を吸収し、入射X線に強度差を与えるものであるため、吸収型格子ないし振幅型格子と称される。 The substrates 34a and 35a are both formed of an X-ray transparent member such as glass or silicon that transmits X-rays. As a material of the X-ray shielding portions 34b and 35b, a material excellent in X-ray absorption is preferable, and for example, a heavy metal such as gold or platinum is preferable. These X-ray shielding portions 34b and 35b can be formed by a metal plating method or a vapor deposition method. Note that the slit portions (regions having the distances d 1 and d 2 ) may not be voids, and the voids may be filled with an X-ray low-absorbing material such as a polymer or a light metal. Since the splitter grating 34 and the mask grating 35 absorb X-rays at the X-ray shielding portions 34b and 35b and give an intensity difference to incident X-rays, they are called absorption gratings or amplitude gratings.
スプリッタ格子34は、スリット部を通過したX線を幾何学的に投影してX線像(以下、このX線像を投影像と称する)を形成するように構成されている。具体的には、間隔dを、第1のエネルギーのX線の波長より十分大きな値とすることで、第1のエネルギー以上のX線の大部分を、スリット部で回折させずに直進性を保ったまま通過するように構成されている。例えば、第1のエネルギーを20keVとして、そのX線の波長は約0.6Åであり、間隔dを、1〜10μm程度とすれば、スリット部で第1のエネルギー以上のX線の大部分が回折されずに幾何学的に投影される。 The splitter grating 34 is configured to geometrically project the X-rays that have passed through the slit portion to form an X-ray image (hereinafter, this X-ray image is referred to as a projected image). Specifically, by setting the interval d 1 to a value sufficiently larger than the wavelength of the X-ray of the first energy, straightness is achieved without diffracting most of the X-rays of the first energy or more at the slit portion. It is configured to pass while keeping For example, if the first energy is 20 keV, the wavelength of the X-ray is about 0.6 mm, and the interval d 1 is about 1 to 10 μm, most of the X-rays having the first energy or higher at the slit portion. Is projected geometrically without being diffracted.
X線源11から放射されるX線は、平行ビームではなく、X線焦点18bを発光点としたコーンビームであるため、投影像は、X線焦点18bからの距離に比例して拡大される。マスク格子35の格子ピッチp及び間隔dは、そのスリット部が、マスク格子35の位置における投影像の明部の周期パターンとほぼ一致するように設定されている。即ち、X線焦点18bからスプリッタ格子34までの距離をL、スプリッタ格子34からマスク格子35までの距離をLとした場合に、格子ピッチp及び間隔dは、次式(1)及び(2)の関係を満たすように設定される。 Since the X-ray radiated from the X-ray source 11 is not a parallel beam but a cone beam having the X-ray focal point 18b as a light emitting point, the projected image is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 18b. . The grating pitch p 2 and the interval d 2 of the mask grating 35 are set so that the slit portions substantially coincide with the periodic pattern of the bright portion of the projected image at the position of the mask grating 35. That is, when the distance of the distance from the X-ray focal point 18b to the splitter grating 34 from L 1, the splitter grating 34 to the mask grating 35 was set to L 2, the grating pitch p 2 and the interval d 2, the following equation (1) And (2).
第1の格子組31が対象とする第1のエネルギーのX線によってコントラストの高い周期パターン像を生成するために、X線遮蔽部34b,35bは、第1のエネルギーのX線を完全に遮蔽(吸収)することが好ましい。しかし、上記したX線吸収性に優れる材料(金、白金等)を用いたとしても、吸収されずに透過するX線が少なからず存在する。よって、X線の遮蔽性を高めるために、X線遮蔽部34b,35bのそれぞれの厚みh,hを、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、第1のエネルギーを20keVとして、第1のエネルギーのX線の80%以上を遮蔽するためには、厚みh,hは、金(Au)換算で10μm以上となる。ただし、厚みhについては、第2の格子組32が対象とする第2のエネルギー(>第1のエネルギー)のX線の大部分を透過させる厚みを上限とする。例えば第2のエネルギーを50keVとして、X線遮蔽部34bを金(Au)換算で10μm厚とした場合に、第2のエネルギーのX線の透過率は約85%である。 In order to generate a periodic pattern image with high contrast by the first energy X-rays targeted by the first lattice set 31, the X-ray shielding units 34b and 35b completely shield the first energy X-rays. (Absorption) is preferred. However, even if the above-described material having excellent X-ray absorption (gold, platinum, etc.) is used, there are not a few X-rays that are transmitted without being absorbed. Therefore, in order to improve the shielding property of X-rays, it is preferable to increase the thicknesses h 1 and h 2 of the X-ray shielding portions 34b and 35b as much as possible. For example, when the first energy is set to 20 keV, in order to shield 80% or more of the X-rays of the first energy, the thicknesses h 1 and h 2 are 10 μm or more in terms of gold (Au). However, the thickness h 1, the second grating pair 32 is the upper limit of the thickness that transmits most of the X-ray of the second energy of interest (> first energy). For example, when the second energy is 50 keV and the X-ray shielding part 34b is 10 μm thick in terms of gold (Au), the X-ray transmittance of the second energy is about 85%.
なお、X線遮蔽部34b,35bの厚みh,hを厚くし過ぎると、斜めに入射するX線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、X線遮蔽部34b,35bの延伸方向に直交する方向(x方向)の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みh,hの上限を規定する。FPD30の検出面におけるx方向の有効視野の長さVを確保するには、X線焦点18bからFPD30の検出面までの距離をLとすると、厚みh,hは、図5に示す幾何学的関係から、次式(3)及び(4)を満たすように設定する必要がある。 If the thicknesses h 1 and h 2 of the X-ray shielding portions 34b and 35b are excessively increased, obliquely incident X-rays are difficult to pass through the slit portion, so-called vignetting occurs, and the X-ray shielding portions 34b and 35b are generated. There exists a problem that the effective visual field of the direction (x direction) orthogonal to the extending | stretching direction of this becomes narrow. Therefore, in view of the field of view secured to define the upper limit of the thickness h 1, h 2. In order to secure the effective field length V in the x direction on the detection surface of the FPD 30, assuming that the distance from the X-ray focal point 18 b to the detection surface of the FPD 30 is L, the thicknesses h 1 and h 2 are shown in FIG. It is necessary to set so that following Formula (3) and (4) may be satisfy | filled from a scientific relationship.
例えば、d=2.5μm、d=3.0μmとし、通常の病院での検査を想定してL=2mとした場合に、x方向の有効視野の長さVとして10cmの長さを確保するには、厚みhは100μm以下、厚みhは120μm以下となる。 For example, when d 1 = 2.5 μm, d 2 = 3.0 μm, and L = 2 m assuming a normal hospital examination, the effective field length V in the x direction is 10 cm. to ensure the thickness h 1 is 100μm or less, the thickness h 2 becomes 120μm or less.
次に、第2の格子組32を構成するスプリッタ格子36及びマスク格子37ついて説明する。   Next, the splitter grating 36 and the mask grating 37 constituting the second grating set 32 will be described.
スプリッタ格子36は、基板36aと、この基板36aに配置された複数のX線位相変化部36bとから構成されている。マスク格子37は、基板37aと、この基板37aに配置された複数のX線遮蔽部37bとから構成されている。X線位相変化部36bは、X線の光軸Aに直交する面内において上記第1の方向(x方向)と直交する第2の方向(y方向)に一定のピッチpで、互いに所定の間隔dを空けて配列されている。X線遮蔽部37bは、第2の方向(y方向)に一定のピッチpで、互いに所定の間隔dを空けて配列されている。 The splitter grating 36 includes a substrate 36a and a plurality of X-ray phase changing portions 36b arranged on the substrate 36a. The mask grating 37 includes a substrate 37a and a plurality of X-ray shielding portions 37b arranged on the substrate 37a. X-ray phase shift unit 36b, in a second direction (y-direction) at a constant pitch p 3 orthogonal to the first direction (x-direction) in a plane perpendicular to the optical axis A of the X-ray, given together They are arranged at intervals d 3 of. X-ray shielding portion 37b is a second direction (y-direction) at a constant pitch p 4, are arranged at a predetermined interval d 4 to each other.
基板36a,37aは、いずれもX線透過性部材により形成されている。X線位相変化部36b、及びX線遮蔽部37bは、いずれも線状の部材で構成され、その材料としては、例えば、金、白金等の重金属を好適に用いることができる。スプリッタ格子36は、X線位相変化部36bにおいてX線の位相を変化させ、入射X線に位相差を与えるものであるため、位相型格子と称される。本例において、位相変化部36bは、第2の格子組32が対象とする第2のエネルギーのX線の位相をπ変化させる。一方のマスク格子37は、吸収型格子である。   The substrates 36a and 37a are both formed of an X-ray transmissive member. Each of the X-ray phase change unit 36b and the X-ray shielding unit 37b is configured by a linear member, and a heavy metal such as gold or platinum can be suitably used as the material thereof. The splitter grating 36 is called a phase-type grating because it changes the phase of the X-ray in the X-ray phase changing unit 36b and gives a phase difference to the incident X-ray. In this example, the phase changing unit 36b changes the phase of the X-ray of the second energy targeted by the second lattice set 32 by π. One mask grating 37 is an absorption type grating.
スプリッタ格子36は、通過するX線を回折し、第2のエネルギーのX線のタルボ干渉効果によってX線像(以下、このX線像を干渉像と称する)を形成するように構成されている。   The splitter grating 36 is configured to diffract the passing X-ray and form an X-ray image (hereinafter, this X-ray image is referred to as an interference image) by the Talbot interference effect of the X-ray of the second energy. .
スプリッタ格子36からマスク格子37までの距離Lは、第2のエネルギーのX線の波長に応じたタルボ干渉距離Zに設定される。スプリッタ格子36の格子ピッチp、マスク格子37の格子ピッチp、第2のエネルギーのX線の波長λ、及び正の整数mを用いて、タルボ干渉距離Zは次式(5)で表される。 Distance L 4 from the splitter grating 36 to the mask grating 37 is set to Talbot distance Z corresponding to the wavelength of X-rays of the second energy. Grating pitch p 3 of the splitter grating 36, the grating pitch p 4 of the mask grating 37, the wavelength λ of X-rays of the second energy, and using the positive integer m, the table in Talbot interference distance Z by the following equation (5) Is done.
式(5)は、X線源11から照射されるX線がコーンビームであって、スプリッタ格子36がπ位相型格子である場合のタルボ干渉距離を表す式である。なお、スプリッタ格子36がπ/2位相型格子又は吸収型格子であっても、タルボ干渉効果によって干渉像を形成することができる。スプリッタ格子36がπ/2位相型格子である場合のタルボ干渉距離は次式(6)で、またスプリッタ格子36が吸収型格子である場合のタルボ干渉距離は次式(7)でそれぞれ表される。   Expression (5) is an expression representing the Talbot interference distance when the X-rays emitted from the X-ray source 11 are cone beams and the splitter grating 36 is a π phase grating. Even if the splitter grating 36 is a π / 2 phase grating or an absorption grating, an interference image can be formed by the Talbot interference effect. The Talbot interference distance when the splitter grating 36 is a π / 2 phase type grating is expressed by the following expression (6), and the Talbot interference distance when the splitter grating 36 is an absorption type grating is expressed by the following expression (7). The
X線源11から放射されるX線は、平行ビームではなく、X線焦点18bを発光点としたコーンビームであるため、干渉像は、X線焦点18bからの距離に比例して拡大される。マスク格子37の格子ピッチp及び間隔dは、そのスリット部が、マスク格子37の位置における干渉像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、X線焦点18bからスプリッタ格子36までの距離をLとした場合に、格子ピッチp及び間隔dは、次式(8)及び(9)の関係を満たすように設定される。 Since the X-ray radiated from the X-ray source 11 is not a parallel beam but a cone beam having the X-ray focal point 18b as a light emitting point, the interference image is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 18b. . The grating pitch p 4 and the interval d 4 of the mask grating 37 are determined so that the slit portions substantially coincide with the periodic pattern of the bright part of the interference image at the position of the mask grating 37. That is, when the distance from the X-ray focal point 18b to the splitter grating 36 was set to L 3, the grating pitch p 4 and distance d 4 is set so as to satisfy the following relationship (8) and (9).
X線位相変化部36bは、上記の通り第2のエネルギーのX線の位相をπ変化させるものであり、例えば第2のエネルギーを50keVとして、X線位相変化部36bの厚みhは、金(Au)換算で約5μmとなる。なお、金(Au)で約5μm厚に形成されるX線位相変化部36bは、第2のエネルギー(50keV)及び第1のエネルギー(20keV)のX線の透過に殆ど影響を及ぼさない。また、X線遮蔽部37bの厚みhは、第2のエネルギーのX線の遮蔽性を高めるために、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、第2のエネルギーを50keVとして、第2のエネルギーのX線の80%以上を遮蔽するためには、厚みhは、金(Au)換算で100μm以上となる。 The X-ray phase change unit 36b changes the phase of the X-ray of the second energy by π as described above. For example, the second energy is set to 50 keV, and the thickness h 3 of the X-ray phase change unit 36b is set to gold. It is about 5 μm in terms of (Au). Note that the X-ray phase change portion 36b formed of gold (Au) with a thickness of about 5 μm hardly affects the transmission of the X-rays of the second energy (50 keV) and the first energy (20 keV). The thickness h 4 of the X-ray shielding portion 37b in order to enhance the shielding of the X-ray of the second energy, it is preferable to increase the thickness much as possible. For example, to set the second energy to 50 keV and shield 80% or more of the X-rays of the second energy, the thickness h 4 is 100 μm or more in terms of gold (Au).
第2の格子組32において、スプリッタ格子36からマスク格子37までの距離Lは、第2のエネルギーのX線に応じたタルボ干渉距離Zに制約される。一方、第1の格子組31においては、スプリッタ格子34が入射X線を回折させずに投影する構成であって、その投影像はスプリッタ格子34の後方のすべての位置で相似的に得られるため、スプリッタ格子34からマスク格子35までの距離Lは任意に設定することができる。 In the second grating pair 32, the distance L 4 from the splitter grating 36 to the mask grating 37 is constrained to the Talbot distance Z corresponding to the X-ray of the second energy. On the other hand, in the first grating set 31, the splitter grating 34 projects the incident X-rays without diffracting, and the projected image is obtained similarly at all positions behind the splitter grating 34. , the distance L 2 from the splitter grating 34 to the mask grating 35 can be set arbitrarily.
図7は、第1及び第2のエネルギーのX線に対する第1の格子組のスプリッタ格子及び第2の格子組のスプリッタ格子の作用を示す。なお図7において、実線の矢印E1は第1のエネルギーのX線を示し、破線の矢印E2は第2のエネルギーのX線を示す。   FIG. 7 illustrates the action of the first grating set splitter grating and the second grating set splitter grating on X-rays of first and second energies. In FIG. 7, a solid arrow E <b> 1 indicates the first energy X-ray, and a broken arrow E <b> 2 indicates the second energy X-ray.
第1の格子組31のスプリッタ格子34に入射する第1及び第2のエネルギーのX線のうち、X線遮蔽部34bに入射する第1のエネルギーのX線は、X線遮蔽部34bによって吸収される。X線遮蔽部34bに入射する第2のエネルギーのX線、及びスリット部に入射する第1及び第2のエネルギーのX線は、スプリッタ格子34を通過する。   Of the first and second energy X-rays incident on the splitter grating 34 of the first grating set 31, the first energy X-ray incident on the X-ray shielding part 34b is absorbed by the X-ray shielding part 34b. Is done. The X-rays of the second energy that enter the X-ray shielding part 34 b and the X-rays of the first and second energy that enter the slit part pass through the splitter grating 34.
スプリッタ格子34を通過した第1及び第2のエネルギーのX線は、次いで第2の格子組32のスプリッタ格子36に入射する。スプリッタ格子36に入射する第1及び第2のエネルギーのX線のうち、スリット部に入射する第1及び第2のエネルギーのX線は、何らの位相変化も受けず、スプリッタ格子36を通過する。また、X線位相変化部36bに入射する第2のエネルギーのX線は、X線位相変化部36bにおいてπだけ位相変化を受けてスプリッタ格子36を通過する。なお、X線位相変化部36bに入射する第1のエネルギーのX線もまた、X線位相変化部36bにおいて何らかの位相変化Aを受けてスプリッタ格子36を通過する。   The X-rays of the first and second energies that have passed through the splitter grating 34 then enter the splitter grating 36 of the second grating set 32. Of the first and second energy X-rays incident on the splitter grating 36, the first and second energy X-rays incident on the slit portion do not undergo any phase change and pass through the splitter grating 36. . Further, the X-rays of the second energy incident on the X-ray phase change unit 36 b undergo a phase change by π in the X-ray phase change unit 36 b and pass through the splitter grating 36. Note that the X-rays of the first energy incident on the X-ray phase change unit 36 b also pass some sort of phase change A in the X-ray phase change unit 36 b and pass through the splitter grating 36.
スプリッタ格子34,36を通過した第1のエネルギーのX線は、第1の格子組31のマスク格子35の位置において投影像を形成する。なお、スプリッタ格子36のX線位相変化部36bを通過した第1のエネルギーのX線は、上記の通り何らかの位相変化を受けているが、その位相変化は投影像の形成に影響しない。また、第2のエネルギーのX線については、スプリッタ格子34,36いずれにおいても強度差を与えられないので、投影像のコントラストに寄与しない。   The X-rays of the first energy that have passed through the splitter gratings 34 and 36 form a projection image at the position of the mask grating 35 of the first grating set 31. The X-rays of the first energy that have passed through the X-ray phase change unit 36b of the splitter grating 36 have undergone some phase change as described above, but the phase change does not affect the formation of the projected image. Further, the X-ray of the second energy does not contribute to the contrast of the projected image because no difference in intensity is given in either of the splitter gratings 34 and 36.
また、スプリッタ格子34,36を通過した第2のエネルギーのX線は、第2の格子組32のマスク格子37の位置において干渉像を形成する。なお、スプリッタ格子34,36を通過した第1のエネルギーのX線については、第2のエネルギーのX線の波長に応じたタルボ干渉距離に置かれているマスク格子37の位置においてタルボ干渉効果を生じないので、干渉像の形成に寄与しない。   The X-rays of the second energy that have passed through the splitter gratings 34 and 36 form an interference image at the position of the mask grating 37 of the second grating set 32. The first energy X-rays that have passed through the splitter gratings 34 and 36 have a Talbot interference effect at the position of the mask grating 37 placed at the Talbot interference distance corresponding to the wavelength of the second energy X-ray. Since it does not occur, it does not contribute to the formation of an interference image.
以上のように構成された撮影部12では、第1のエネルギーのX線によって形成される投影像にマスク格子35が重ね合わされ、強度変調された像が形成される。また、第2のエネルギーのX線によって形成される干渉像にマスク格子37が重ね合わされ、強度変調された像が形成される。これらの強度変調された像がFPD30によって撮像される。   In the imaging unit 12 configured as described above, the mask grating 35 is superimposed on the projection image formed by the X-rays of the first energy, and an intensity-modulated image is formed. The mask grating 37 is superimposed on the interference image formed by the X-rays of the second energy to form an intensity-modulated image. These intensity-modulated images are picked up by the FPD 30.
マスク格子35の位置に形成される投影像のパターン周期p’と、マスク格子35の実質的な格子ピッチp’(製造後の実質的なピッチ)とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第1の格子組31のスプリッタ格子34及びマスク格子35が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりx方向への実質的なピッチが変化することを意味している。 The pattern period p 1 ′ of the projected image formed at the position of the mask grating 35 and the substantial grating pitch p 2 ′ (substantial pitch after manufacture) of the mask grating 35 are slightly due to manufacturing errors and arrangement errors. The difference arises. Among them, the arrangement error means that the substantial pitch in the x direction changes when the splitter grating 34 and the mask grating 35 of the first grating set 31 are relatively inclined, rotated, or the distance between the two changes. It means that.
投影像のパターン周期p’と格子ピッチp’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Tは、次式(10)で表される。 Due to the minute difference between the pattern period p 1 ′ of the projected image and the grating pitch p 2 ′, the image contrast becomes moire fringes. The period T of the moire fringes is expressed by the following equation (10).
このモアレ縞をFPD30で検出するには、画素40のx方向に関する配列ピッチPは、少なくとも次式(11)を満たす必要があり、更には、次式(12)を満たすことが好ましい(ここで、nは正の整数である)。   In order to detect the moire fringes by the FPD 30, the arrangement pitch P of the pixels 40 in the x direction needs to satisfy at least the following expression (11), and further preferably satisfies the following expression (12) (here , N is a positive integer).
式(11)は、配列ピッチPがモアレ周期Tの整数倍でないことを意味しており、n≧2の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式(12)は、配列ピッチPをモアレ周期Tより小さくすることを意味している。   Expression (11) means that the arrangement pitch P is not an integral multiple of the moire period T, and even if n ≧ 2, it is possible to detect moire fringes in principle. Expression (12) means that the arrangement pitch P is made smaller than the moire period T.
FPD30の画素40の配列ピッチPは、設計的に定められた値(一般的に100μm程度)であり変更することが困難であるため、配列ピッチPとモアレ周期Tとの大小関係を調整するには、スプリッタ格子34、及びマスク格子35の位置調整を行い、投影像のパターン周期p’と格子ピッチp’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Tを変更することが好ましい。 Since the arrangement pitch P of the pixels 40 of the FPD 30 is a value determined by design (generally about 100 μm) and is difficult to change, the magnitude relationship between the arrangement pitch P and the moire period T is adjusted. Preferably adjusts the positions of the splitter grating 34 and the mask grating 35 and changes the moire period T by changing at least one of the pattern period p 1 ′ and the grating pitch p 2 ′ of the projected image. .
同様に、第2の格子組32のマスク格子37の位置における干渉像のパターン周期と、マスク格子37の実質的な格子ピッチ(製造後の実質的なピッチ)についても、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じ、それによって画像コントラストはモアレ縞となる。よって、干渉像のパターン周期と格子ピッチとの少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Tを変更することが好ましい。   Similarly, the pattern period of the interference image at the position of the mask grating 37 of the second grating set 32 and the substantial grating pitch (substantial pitch after manufacture) of the mask grating 37 also depend on manufacturing errors and arrangement errors. There is a slight difference that causes the image contrast to be moire fringes. Therefore, it is preferable to change the moire period T by changing at least one of the pattern period of the interference image and the grating pitch.
以下に、投影像のパターン周期p’とマスク格子35の実質的な格子ピッチp’との差異によるモアレ縞を例に、その周期Tを変更する方法を説明する。 In the following, a method for changing the period T will be described by taking an example of moire fringes due to the difference between the pattern period p 1 ′ of the projected image and the substantial grating pitch p 2 ′ of the mask grating 35.
図8は、モアレ周期Tを変更する方法を示す。   FIG. 8 shows a method of changing the moire cycle T.
モアレ周期Tの変更は、スプリッタ格子34及びマスク格子35のいずれか一方を、光軸Aを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、スプリッタ格子34に対して、マスク格子35を、光軸Aを中心として相対的に回転させる相対回転機構50を設ける。この相対回転機構50により、マスク格子32を角度θだけ回転させると、x方向に関する実質的な格子ピッチは、「p’」→「p’/cosθ」と変化し、この結果、モアレ周期Tが変化する(FIG.8A)。 The moire period T can be changed by relatively rotating either one of the splitter grating 34 and the mask grating 35 around the optical axis A. For example, a relative rotation mechanism 50 that rotates the mask grating 35 relative to the splitter grating 34 around the optical axis A is provided. When the mask grating 32 is rotated by the angle θ by the relative rotation mechanism 50, the substantial grating pitch in the x direction changes from “p 2 ′” → “p 2 ′ / cos θ”. As a result, the moire period is changed. T changes (FIG. 8A).
別の例として、モアレ周期Tの変更は、スプリッタ格子34及びマスク格子35のいずれか一方を、光軸Aに直交し、かつy方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、スプリッタ格子34に対して、マスク格子35を、光軸Aに直交し、かつy方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構51を設ける。この相対傾斜機構51により、マスク格子35を角度αだけ傾斜させると、x方向に関する実質的な格子ピッチは、「p’」→「p’×cosα」と変化し、この結果、モアレ周期Tが変化する(FIG.8B)。 As another example, the moire period T is changed by tilting one of the splitter grating 34 and the mask grating 35 relative to each other about an axis perpendicular to the optical axis A and along the y direction. It can be carried out. For example, a relative tilt mechanism 51 that tilts the mask grating 35 relative to the splitter grating 34 with respect to an axis perpendicular to the optical axis A and along the y direction is provided. When the relative inclination mechanism 51 causes the mask grating 35 to be inclined by the angle α, the substantial grating pitch in the x direction changes from “p 2 ′” → “p 2 ′ × cos α”. As a result, the moire period is changed. T changes (FIG. 8B).
更に別の例として、モアレ周期Tの変更は、スプリッタ格子34及びマスク格子35のいずれか一方を光軸Aの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、スプリッタ格子34マスク格子35との間の距離Lを変更するように、スプリッタ格子34に対して、マスク格子35を、光軸Aの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構52を設ける。この相対移動機構52により、マスク格子35を光軸Aに移動量δだけ移動させると、マスク格子35の位置における投影像のパターン周期は、「p’」→「p’×(L+L+δ)/(L+L)」と変化し、この結果、モアレ周期Tが変化する(FIG.8C)。 As another example, the moire period T can be changed by relatively moving one of the splitter grating 34 and the mask grating 35 along the direction of the optical axis A. For example, a relative movement mechanism 52 that moves the mask grating 35 relative to the splitter grating 34 along the direction of the optical axis A so as to change the distance L 2 between the splitter grating 34 and the mask grating 35. Is provided. When the relative movement mechanism 52 moves the mask grating 35 to the optical axis A by the movement amount δ, the pattern period of the projected image at the position of the mask grating 35 is “p 1 ′” → “p 1 ′ × (L 1 + L 2 + δ) / (L 1 + L 2 ) ”, and as a result, the moire cycle T changes (FIG. 8C).
モアレ周期Tを変更するための上記変更機構(相対回転機構50、相対傾斜機構51、及び相対移動機構52)は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。   The change mechanism (the relative rotation mechanism 50, the relative tilt mechanism 51, and the relative movement mechanism 52) for changing the moire period T can be configured by an actuator such as a piezoelectric element.
X線源11とスプリッタ格子34,36との間に被写体Hを配置した場合には、FPD30により検出される2つのモアレ縞(投影像とマスク格子35との重ね合わせによるモアレ縞、及び干渉像とマスク格子37との重ね合わせによるモアレ縞)は、被写体Hによりそれぞれ変調を受ける。それらの変調量は、被写体Hによる屈折効果によって偏向したX線の角度に比例する。したがって、FPD30で検出される2つのモアレ縞をそれぞれ解析することによって、各モアレ縞から被写体Hの位相コントラスト画像を生成することができる。   When the subject H is arranged between the X-ray source 11 and the splitter gratings 34 and 36, two moire fringes detected by the FPD 30 (moire fringes due to superimposition of the projection image and the mask grating 35, and interference images). And the mask grating 37 are moire fringes) are each modulated by the subject H. The amount of modulation is proportional to the angle of the X-ray deflected by the refraction effect by the subject H. Therefore, by analyzing each of the two moire fringes detected by the FPD 30, a phase contrast image of the subject H can be generated from each moire fringe.
以下に、投影像とマスク格子35との重ね合わせによるモアレ縞を例に、モアレ縞の解析方法について説明する。   Hereinafter, a method for analyzing moire fringes will be described by taking an example of moire fringes formed by superimposing the projected image and the mask grating 35.
図9は、x方向に関する被写体Hの位相シフト分布Φ(x)に応じて屈折される1つのX線を示す。   FIG. 9 shows one X-ray refracted according to the phase shift distribution Φ (x) of the subject H in the x direction.
符号55は、被写体Hが存在しない場合に直進するX線の経路を示しており、この経路55を進むX線は、スプリッタ格子34及びマスク格子35を通過してFPD30に入射する。符号56は、被写体Hが存在する場合に、被写体Hにより屈折されて偏向したX線の経路を示している。この経路56を進むX線は、スプリッタ格子34を通過した後、マスク格子35により遮蔽される。   Reference numeral 55 denotes an X-ray path that travels straight when the subject H is not present. The X-ray that travels along this path 55 passes through the splitter grating 34 and the mask grating 35 and enters the FPD 30. Reference numeral 56 indicates an X-ray path refracted and deflected by the subject H when the subject H exists. X-rays traveling along this path 56 are blocked by the mask grating 35 after passing through the splitter grating 34.
被写体Hの位相シフト分布Φ(x)は、被写体Hの屈折率分布をn(x,z)、zをX線の進む方向として、次式(13)で表される。   The phase shift distribution Φ (x) of the subject H is expressed by the following equation (13), where n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H, and z is the direction in which the X-ray proceeds.
マスク格子35の位置に形成される投影像は、投影像を形成するスプリッタ格子34の格子ピッチ方向であるx方向について、被写体HでのX線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけ変位することになる。この変位量Δxは、X線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式(14)で表される。   The projection image formed at the position of the mask grating 35 is an amount corresponding to the refraction angle φ due to X-ray refraction at the subject H in the x direction which is the grating pitch direction of the splitter grating 34 forming the projection image. Will be displaced. This amount of displacement Δx is approximately expressed by the following equation (14) based on the small X-ray refraction angle φ.
ここで、屈折角φは、X線波長λと被写体Hの位相シフト分布Φ(x)を用いて、式(15)で表される。   Here, the refraction angle φ is expressed by Expression (15) using the X-ray wavelength λ and the phase shift distribution Φ (x) of the subject H.
このように、被写体HでのX線の屈折による投影像の変位量Δxは、被写体Hの位相シフト分布Φ(x)に関連している。そして、この変位量Δxは、FPD30の各画素40から出力される信号の位相ズレ量ψ(被写体Hがある場合とない場合とでの各画素40の信号の位相のズレ量)に、次式(16)のように関連している。   Thus, the displacement Δx of the projected image due to the refraction of X-rays on the subject H is related to the phase shift distribution Φ (x) of the subject H. The amount of displacement Δx is expressed by the following equation with the phase shift amount ψ of the signal output from each pixel 40 of the FPD 30 (the phase shift amount of the signal of each pixel 40 with and without the subject H): It is related as shown in (16).
したがって、各画素40の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式(16)から屈折角φが求まり、式(15)を用いて位相シフト分布Φ(x)の微分量が求まるから、これをxについて積分することにより被写体Hの位相シフト分布Φ(x)が得られる。本X線撮影システム10では、上記の位相ズレ量ψを、以下に説明する縞走査法を用いて算出する。   Therefore, by obtaining the phase shift amount ψ of the signal of each pixel 40, the refraction angle φ is obtained from the equation (16), and the differential amount of the phase shift distribution Φ (x) is obtained using the equation (15). Is integrated with respect to x to obtain the phase shift distribution Φ (x) of the subject H. In the present X-ray imaging system 10, the phase shift amount ψ is calculated by using a fringe scanning method described below.
縞走査法では、スプリッタ格子34及びマスク格子35の一方を他方に対して相対的に両格子の格子ピッチ方向であるx方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う(すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う)。なお、本例においては、前述の走査機構33によりマスク格子35を移動させているが、スプリッタ格子34を移動させてもよい。   In the fringe scanning method, imaging is performed while one of the splitter grating 34 and the mask grating 35 is translated in a stepwise manner in the x direction that is the grating pitch direction of both gratings (that is, the grating period of both). Shoot while changing the phase of the). In this example, the mask grating 35 is moved by the scanning mechanism 33 described above, but the splitter grating 34 may be moved.
マスク格子35の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離(x方向への移動量)が、マスク格子32の格子周期の1周期(格子ピッチp)に達すると(すなわち、位相変化が2πに達すると)、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチpを整数分の1ずつマスク格子35を移動させながら、FPD30で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素40の信号(信号値の変化曲線)を取得し、演算処理部22で演算処理することにより、各画素40の信号の位相ズレ量ψを得る。なお、FPD30の検出面上では、投影像とマスク格子35との重ね合わせによるモアレ縞と、干渉像とマスク格子37との重ね合わせによるモアレ縞とが重畳しているが、マスク格子35をx方向に移動させることによって変化するモアレ縞は、投影像とマスク格子35との重ね合わせによるモアレ縞のみである。よって、マスク格子35を移動させながら複数回の撮影を行って取得される各画素40の信号は、投影像とマスク格子35との重ね合わせによるモアレ縞の変化によるものとなる。 As the mask grating 35 moves, the moiré fringes move, and when the translation distance (the amount of movement in the x direction) reaches one period (lattice pitch p 2 ) of the grating period of the mask grating 32 (ie, phase change). When 2π is reached), the moire fringes return to their original positions. With such a change in moire fringes, a fringe image is photographed by the FPD 30 while moving the mask grating 35 by an integer of the grating pitch p 2, and a signal (signal value) of each pixel 40 is obtained from the photographed plural fringe images. Change curve) and the arithmetic processing unit 22 performs arithmetic processing to obtain the phase shift amount ψ of the signal of each pixel 40. Note that, on the detection surface of the FPD 30, the moire fringes due to the superimposition of the projection image and the mask grating 35 and the moire fringes due to the overlap of the interference image and the mask grating 37 are superimposed. The moire fringes that change by moving in the direction are only moire fringes due to the superposition of the projected image and the mask grating 35. Therefore, the signal of each pixel 40 acquired by performing imaging a plurality of times while moving the mask grating 35 is due to a change in moire fringes due to the superposition of the projection image and the mask grating 35.
図10は、格子ピッチpをM(2以上の整数)個に分割した走査ピッチ(p/M)ずつマスク格子32を移動させる様子を模式的に示す。 FIG. 10 schematically shows a state in which the mask grating 32 is moved by the scanning pitch (p 2 / M) obtained by dividing the grating pitch p 2 into M (integers of 2 or more).
走査機構33は、k=0,1,2,・・・,M−1のM個の各走査位置に、マスク格子35を順に並進移動させる。なお、同図では、マスク格子35の初期位置を、被写体Hが存在しない場合におけるマスク格子35の位置での投影像の暗部が、X線遮蔽部35bにほぼ一致する位置(k=0)としているが、この初期位置は、k=0,1,2,・・・,M−1のうちいずれの位置としてもよい。   The scanning mechanism 33 translates the mask grating 35 in order to M scanning positions of k = 0, 1, 2,..., M−1. In the drawing, the initial position of the mask grating 35 is a position (k = 0) where the dark part of the projected image at the position of the mask grating 35 when the subject H does not exist substantially coincides with the X-ray shielding part 35b. However, this initial position may be any position among k = 0, 1, 2,..., M−1.
まず、k=0の位置では、主として、被写体Hにより屈折されなかったX線がマスク格子35を通過する。次に、k=1,2,・・・と順にマスク格子35を移動させていくと、マスク格子32を通過するX線は、被写体Hにより屈折されなかったX線の成分が減少する一方で、被写体Hにより屈折されたX線の成分が増加する。特に、k=M/2では、主として、被写体Hにより屈折されたX線のみが第2の吸収型格子32を通過する。k=M/2を超えると、逆に、第2の吸収型格子32を通過するX線は、被写体Hにより屈折されたX線の成分が減少する一方で、被写体Hにより屈折されなかったX線の成分が増加する。   First, at the position of k = 0, mainly X-rays that are not refracted by the subject H pass through the mask grating 35. Next, when the mask grating 35 is moved in order of k = 1, 2,..., The X-ray components that are not refracted by the subject H are reduced in the X-rays passing through the mask grating 32. The X-ray component refracted by the subject H increases. In particular, at k = M / 2, mainly only the X-rays refracted by the subject H pass through the second absorption type grating 32. When k = M / 2 is exceeded, on the contrary, the X-ray component that is refracted by the subject H decreases in the X-rays that pass through the second absorption grating 32, while the X-ray that is not refracted by the subject H. The line component increases.
k=0,1,2,・・・,M−1の各位置で、FPD30により撮影を行うと、各画素40について、M個の信号値(画素データ)が得られる。以下に、このM個の信号値から各画素40の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。マスク格子32の位置kにおける各画素40の信号値をI(x)と標記すると、I(x)は、次式(17)で表される。 When shooting is performed by the FPD 30 at each position of k = 0, 1, 2,..., M−1, M signal values (pixel data) are obtained for each pixel 40. Hereinafter, a method of calculating the phase shift amount ψ of the signal of each pixel 40 from the M signal values will be described. When the signal value of each pixel 40 at the position k of the mask lattice 32 is denoted as I k (x), I k (x) is expressed by the following equation (17).
ここで、xは、画素40のx方向に関する座標であり、Aは入射X線の強度であり、Aは画素40の信号値のコントラストに対応する値である(ここで、nは正の整数である)。また、φ(x)は、上記屈折角φを画素40の座標xの関数として表したものである。 Here, x is a coordinate in the x direction of the pixel 40, A 0 is the intensity of the incident X-ray, and An is a value corresponding to the contrast of the signal value of the pixel 40 (where n is a positive value). Is an integer). Φ (x) represents the refraction angle φ as a function of the coordinate x of the pixel 40.
次いで、次式(18)の関係式を用いると、上記屈折角φ(x)は、次式(19)のように表される。   Next, using the relational expression of the following expression (18), the refraction angle φ (x) is expressed as the following expression (19).
ここで、arg[ ]は、偏角の抽出を意味しており、各画素40の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素40で得られたM個の信号値から、式(19)に基づいて各画素40の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ(x)が求められる。   Here, arg [] means extraction of the declination, and corresponds to the phase shift amount ψ of the signal of each pixel 40. Accordingly, the refraction angle φ (x) is obtained by calculating the phase shift amount ψ of the signal of each pixel 40 from the M signal values obtained at each pixel 40 based on the equation (19).
図11は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。   FIG. 11 shows a signal of one pixel of the radiation image detector that changes with the fringe scanning.
各画素40で得られたM個の信号値は、マスク格子35の位置kに対して、格子ピッチpの周期で周期的に変化する。図11中の破線は、被写体Hが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図11中の実線は、被写体Hが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素40の信号の位相ズレ量ψに対応する。 The M signal values obtained in each pixel 40 periodically change with a period of the grating pitch p 2 with respect to the position k of the mask grating 35. A broken line in FIG. 11 indicates a change in the signal value when the subject H does not exist, and a solid line in FIG. 11 indicates a change in the signal value when the subject H exists. The phase difference between the two waveforms corresponds to the phase shift amount ψ of the signal of each pixel 40.
そして、屈折角φ(x)は、上式(15)で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ(x)をx軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ(x)が得られる。なお、上記の説明では、画素40のy方向に関するy座標を考慮していないが、各y座標について同様の演算を行うことにより、x方向及びy方向における2次元的な位相シフト分布Φ(x,y)が得られる。そして、投影像が第1のエネルギーのX線によって形成されることから、この位相シフト分布Φ(x,y)もまた第1のエネルギーのX線に基づくものとなる。   Since the refraction angle φ (x) is a value corresponding to the differential phase value as shown by the above equation (15), the phase shift is obtained by integrating the refraction angle φ (x) along the x-axis. A distribution Φ (x) is obtained. In the above description, the y coordinate in the y direction of the pixel 40 is not taken into consideration. However, by performing the same calculation for each y coordinate, a two-dimensional phase shift distribution Φ (x , Y). Since the projection image is formed by X-rays of the first energy, this phase shift distribution Φ (x, y) is also based on the X-rays of the first energy.
干渉像とマスク格子37との重ね合わせによるモアレ縞の解析方法については、前述の投影像とマスク格子35との重ね合わせによるモアレ縞の解析方法についての説明において方向に関するxをyに、またyをxにそれぞれ読み替えるものとし、以下に要約すると、マスク格子37をy方向に移動させながらFPD30で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素40の信号を取得して、各画素40の信号の位相ズレ量ψを得る。上式(16)から屈折角φが求まり、上式(15)を用いて位相シフト分布Φ(y)の微分量が求まるから、これをyについて積分することにより被写体Hの位相シフト分布Φ(y)が得られる。各x座標について同様の演算を行うことにより、x方向及びy方向における2次元的な位相シフト分布Φ(x,y)が得られる。干渉像が第2のエネルギーのX線によって形成されることから、この位相シフト分布Φ(x,y)もまた第2のエネルギーのX線に基づくものとなる。   Regarding the analysis method of moire fringes by superimposing the interference image and the mask grating 37, in the description of the moire fringe analysis method by superimposing the projection image and the mask grating 35, x regarding the direction is set to y, and y And x, respectively, are summarized as follows. A fringe image is photographed by the FPD 30 while moving the mask grating 37 in the y direction, and signals of each pixel 40 are obtained from the photographed plural fringe images. A phase shift amount ψ of 40 signals is obtained. The refraction angle φ is obtained from the above equation (16), and the differential amount of the phase shift distribution Φ (y) is obtained using the above equation (15). Therefore, by integrating this with respect to y, the phase shift distribution Φ ( y) is obtained. By performing the same calculation for each x coordinate, a two-dimensional phase shift distribution Φ (x, y) in the x direction and the y direction is obtained. Since the interference image is formed by X-rays of the second energy, the phase shift distribution Φ (x, y) is also based on the X-rays of the second energy.
前述した演算は、演算処理部22により行われ、演算処理部22は、第1のエネルギーのX線に基づく位相シフト分布Φ(x、y)E1、及び第2のエネルギーのX線に基づく位相シフト分布Φ(x、y)E2を、それぞれ位相コントラスト画像として記憶部23に記憶させる。 The calculation described above is performed by the calculation processing unit 22, which calculates the phase shift distribution Φ (x, y) E1 based on the first energy X-ray and the phase based on the second energy X-ray. The shift distribution Φ (x, y) E2 is stored in the storage unit 23 as a phase contrast image.
第1及び第2のエネルギーの位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置21から操作者により撮影指示がなされると、制御装置20の制御に基づいて各部が連係動作して自動的に行われ、まず、マスク格子35を移動させながら複数回の撮影が行われ、第1のエネルギーの位相コントラスト画像Φ(x、y)E1が生成され、次いでマスク格子37を移動させながら複数回の撮影が行われ、第2のエネルギーの位相コントラスト画像Φ(x、y)E2が生成される。なお、マスク格子37を移動させながらの複数回の撮影を先に行うようにしてもよい。 The generation processing of the phase contrast image of the first and second energy is automatically performed by the operation of each unit in conjunction with each other based on the control of the control device 20 when an imaging instruction is given from the input device 21 by the operator. First, imaging is performed a plurality of times while moving the mask grating 35, a first energy phase contrast image Φ (x, y) E1 is generated, and then imaging is performed a plurality of times while moving the mask grating 37. Then, a phase contrast image Φ (x, y) E2 of the second energy is generated. Note that a plurality of times of imaging while moving the mask grating 37 may be performed first.
演算処理部22は、以上により生成された位相コントラスト画像Φ(x、y)E1、Φ(x、y)E2を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う。エネルギーサブトラクション処理としては、例えば、Φ(x、y)E1/Φ(x、y)E2なる商、又はΦ(x、y)E1−Φ(x、y)E2なる差、若しくは{Φ(x、y)E1−Φ(x、y)E2}/{Φ(x、y)E1+Φ(x、y)E2}なる差の正規化、等の種々処理を適用することができる。 The arithmetic processing unit 22 performs energy subtraction processing using the phase contrast images Φ (x, y) E1 and Φ (x, y) E2 generated as described above. As energy subtraction processing, for example, a quotient of Φ (x, y) E1 / Φ (x, y) E2 , or a difference of Φ (x, y) E1− Φ (x, y) E2 , or {Φ (x , Y) E1 −Φ (x, y) E2 } / {Φ (x, y) E1 + Φ (x, y) E2 } normalization of the difference, etc. can be applied.
以上、説明したように、本X線撮影システム10によれば、第1及び第2の格子組31、32を入れ替えることなく、エネルギーの異なる2枚のX線位相コントラスト画像を取得することができる。それにより、画像間のブレが抑制され、これらの画像を用いたエネルギーサブトラクション処理によって得られる画像のコントラストや解像度を向上させることができる。   As described above, according to the X-ray imaging system 10, two X-ray phase contrast images having different energies can be acquired without replacing the first and second lattice sets 31 and 32. . Thereby, blurring between images is suppressed, and the contrast and resolution of an image obtained by energy subtraction processing using these images can be improved.
なお、本X線撮影システム10においては、モアレ縞の解析に縞走査法を用いているが、モアレ縞の解析には、例えば「J. Opt. Soc. Am. Vol.72,No.1 (1982) p.156」により知られているフーリエ変換/フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の方法も適用可能である。   The X-ray imaging system 10 uses a fringe scanning method for analyzing moire fringes. For example, “J. Opt. Soc. Am. Vol. 72, No. 1 ( (1982) p. 156 ", various methods using moire fringes, such as a method using Fourier transform / inverse Fourier transform, can also be applied.
また、本X線撮影システム10は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるX線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。   Further, although the X-ray imaging system 10 has been described as one that stores or displays an image of the phase shift distribution Φ as a phase contrast image, as described above, the phase shift distribution Φ is a phase determined from the refraction angle φ. The differential amount of the shift distribution Φ is integrated, and the differential amount of the refraction angle φ and the phase shift distribution Φ is also related to the phase change of the X-ray by the subject. Therefore, an image having the refraction angle φ as an image and an image having the differential amount of the phase shift Φ are also included in the phase contrast image.
図12は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その撮影部の構成を示す。   FIG. 12 shows the configuration of the imaging unit of another example of the radiation imaging system for describing the embodiment of the present invention.
前述したX線撮影システム10においては、第2の格子組32を構成するスプリッタ格子36とマスク格子37との距離L(図5参照)は、第2のエネルギーのX線に応じたタルボ干渉距離Zに制約される。一方、第1の格子組31を構成するスプリッタ格子34が入射X線を回折させずに投影する構成であって、その投影像はスプリッタ格子34の後方のすべての位置で相似的に得られるため、スプリッタ格子34とマスク格子35との距離L(図6参照)は任意に設定することができる。そこで、図12に示すX線撮影システム60においては、第1の格子組のスプリッタ格子からマスク格子までの距離を第2の格子組のスプリッタ格子からマスク格子までの距離に等しく設定し、第1及び第2の格子組の両スプリッタ格子を一体に形成し、また第1及び第2の格子組の両マスク格子を一体に形成している。その他の構成については、前述したX線撮影システム10と同一であるので説明は省略する。 In the X-ray imaging system 10 described above, the distance L 4 (see FIG. 5) between the splitter grating 36 and the mask grating 37 constituting the second grating set 32 is Talbot interference corresponding to the X-ray of the second energy. Constrained by distance Z. On the other hand, the splitter grating 34 that constitutes the first grating set 31 projects incident X-rays without diffracting them, and the projected images are obtained similarly at all positions behind the splitter grating 34. The distance L 2 (see FIG. 6) between the splitter grating 34 and the mask grating 35 can be arbitrarily set. Therefore, in the X-ray imaging system 60 shown in FIG. 12, the distance from the splitter grating of the first grating set to the mask grating is set equal to the distance from the splitter grating of the second grating set to the mask grating. Both splitter gratings of the first and second grating sets are integrally formed, and both mask gratings of the first and second grating sets are integrally formed. Since other configurations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted.
本X線撮影システム60において、撮影部12には、スプリッタ格子64と、マスク格子65とが設けられている。   In the present X-ray imaging system 60, the imaging unit 12 is provided with a splitter grating 64 and a mask grating 65.
スプリッタ格子64は、基板64aと、この基板64aに配置された複数のX線遮蔽部64b及び複数のX線位相変化部64cから構成されている。マスク格子65は、基板65aと、この基板65aに配置された複数のX線遮蔽部65b,65cとから構成されている。   The splitter grating 64 includes a substrate 64a, a plurality of X-ray shielding portions 64b and a plurality of X-ray phase change portions 64c arranged on the substrate 64a. The mask grating 65 includes a substrate 65a and a plurality of X-ray shielding portions 65b and 65c disposed on the substrate 65a.
スプリッタ格子64において、X線遮蔽部64bは、X線の光軸Aに直交する面内における第1の方向(図示の例では、x方向)に一定のピッチで配列されており、X線位相変化部64cは、上記第1の方向(x方向)と直交する第2の方向(y方向)に一定のピッチで配列されている。   In the splitter grating 64, the X-ray shields 64b are arranged at a constant pitch in a first direction (x direction in the illustrated example) in a plane orthogonal to the optical axis A of the X-ray. The changing portions 64c are arranged at a constant pitch in a second direction (y direction) orthogonal to the first direction (x direction).
マスク格子65において、X線遮蔽部65bは、上記第1の方向(x方向)に一定のピッチで配列されており、X線遮蔽部65cは、上記第2の方向(y方向)に一定のピッチで配列されている。   In the mask grating 65, the X-ray shielding portions 65b are arranged at a constant pitch in the first direction (x direction), and the X-ray shielding portions 65c are constant in the second direction (y direction). Arranged at pitch.
スプリッタ格子64のX線遮蔽部64bの配列は、前述したX線撮影システム10における第1の格子組31のスプリッタ格子34のX線遮蔽部34bの配列に対応し、隣り合うX線遮蔽部64bの間のスリット部を通過したX線を幾何学的に投影してX線像(投影像)を形成するように構成され、各X線遮蔽部64bは、第1のエネルギーのX線を十分に吸収することのできる厚みに形成されている。また、マスク格子65のX線遮蔽部65bの配列は、前述したX線撮影システム10における第1の格子組31のマスク格子35のX線遮蔽部35bの配列に対応し、各X線遮蔽部65bは、第1のエネルギーのX線を十分に吸収することのできる厚みに形成されている。スプリッタ格子64のX線遮蔽部64bの配列、及びマスク格子65のX線遮蔽部65bの配列によって、第1のエネルギーのX線による位相イメージングを行うための第1の格子組が構成される。   The arrangement of the X-ray shielding portions 64b of the splitter grating 64 corresponds to the arrangement of the X-ray shielding portions 34b of the splitter grating 34 of the first grating set 31 in the X-ray imaging system 10 described above, and adjacent X-ray shielding portions 64b. The X-rays that pass through the slits between them are geometrically projected to form an X-ray image (projected image), and each X-ray shielding part 64b has sufficient X-rays of the first energy. It is formed in a thickness that can be absorbed into the film. The arrangement of the X-ray shielding portions 65b of the mask grating 65 corresponds to the arrangement of the X-ray shielding portions 35b of the mask grating 35 of the first grating set 31 in the X-ray imaging system 10 described above, and each X-ray shielding portion. 65b is formed in the thickness which can fully absorb the X-ray of the 1st energy. The arrangement of the X-ray shielding portions 64b of the splitter grating 64 and the arrangement of the X-ray shielding portions 65b of the mask grating 65 constitute a first grating set for performing phase imaging with X-rays of the first energy.
スプリッタ格子64のX線位相変化部64cの配列は、前述したX線撮影システム10における第2の格子組32のスプリッタ格子36のX線位相変化部36bの配列に対応し、通過するX線を回折し、上記第1のエネルギーより高い第2のエネルギーのX線のタルボ干渉効果によってX線像(干渉像)を形成するように構成され、各X線位相変化部64cは、第2のエネルギーのX線の位相をπ変化させる厚みに形成されている。マスク格子65のX線遮蔽部65cの配列は、前述したX線撮影システム10における第2の格子組32のマスク格子37のX線遮蔽部37bの配列に対応し、各X線遮蔽部65cは、第2のエネルギーのX線を十分に吸収することのできる厚みに形成されている。スプリッタ格子64のX線位相変化部64cの配列、及びマスク格子65のX線遮蔽部65cの配列によって、第2のエネルギーのX線による位相イメージングを行うための第2の格子組が構成される。   The arrangement of the X-ray phase changing section 64c of the splitter grating 64 corresponds to the arrangement of the X-ray phase changing section 36b of the splitter grating 36 of the second grating set 32 in the X-ray imaging system 10 described above. Each X-ray phase change unit 64c is configured to diffract and form an X-ray image (interference image) by the Talbot interference effect of the X-rays of the second energy higher than the first energy. The thickness of the X-ray is changed to π. The arrangement of the X-ray shielding portions 65c of the mask grating 65 corresponds to the arrangement of the X-ray shielding portions 37b of the mask grating 37 of the second grating set 32 in the X-ray imaging system 10 described above. The second energy X-ray is sufficiently absorbed. The arrangement of the X-ray phase changing section 64c of the splitter grating 64 and the arrangement of the X-ray shielding section 65c of the mask grating 65 constitute a second grating set for performing phase imaging with X-rays of the second energy. .
基板64a,65aは、いずれもX線を透過させるガラスやシリコン等のX線透過性部材により形成されている。一方、X線遮蔽部64b,65b,65c、及びX線位相変化部64cの材料としては、例えば、金、白金等の重金属が好適に用いられる。   The substrates 64a and 65a are both formed of an X-ray transparent member such as glass or silicon that transmits X-rays. On the other hand, as a material of the X-ray shielding parts 64b, 65b, 65c and the X-ray phase change part 64c, for example, a heavy metal such as gold or platinum is preferably used.
スプリッタ格子64の製造は、まず、X線遮蔽部64bの厚みに対応する深さを有し、上記第1の方向(x方向)に一定のピッチで並ぶ複数の溝、及びX線位相変化部64cの厚みに対応する深さを有し、上記第2の方向(y方向)に一定のピッチで並ぶ複数の溝を、例えばエッチングによって基板64aの表面に形成する。そして、それらの溝に、金、白金等の材料を、例えば金属メッキ法や蒸着法によって充填する。それにより、スプリッタ格子64を製造することができる。マスク格子65もまた、同様にして製造することができる。   In the manufacture of the splitter grating 64, first, a plurality of grooves having a depth corresponding to the thickness of the X-ray shielding part 64b and arranged at a constant pitch in the first direction (x direction), and an X-ray phase change part. A plurality of grooves having a depth corresponding to the thickness of 64c and arranged at a constant pitch in the second direction (y direction) are formed on the surface of the substrate 64a by, for example, etching. These grooves are filled with a material such as gold or platinum by, for example, a metal plating method or a vapor deposition method. Thereby, the splitter grating 64 can be manufactured. The mask grating 65 can also be manufactured in the same manner.
本X線撮影システム60においては、マスク格子65を、まず上記第1の方向(x方向)に移動させながら複数回の撮影が行われ、それにより第1のエネルギーの位相コントラスト画像Φ(x、y)E1が生成される。次いでマスク格子65を上記第2の方向(y方向)に移動させながら複数回の撮影が行われ、それにより第2のエネルギーの位相コントラスト画像Φ(x、y)E2が生成される。 In the present X-ray imaging system 60, the mask grating 65 is first imaged a plurality of times while being moved in the first direction (x direction), whereby the phase contrast image Φ (x, y) E1 is generated. Next, imaging is performed a plurality of times while moving the mask grating 65 in the second direction (y direction), thereby generating a phase contrast image Φ (x, y) E2 of the second energy.
本X線撮影システム60によれば、第1及び第2の格子組の両スプリッタ格子を一体に形成し、また第1及び第2の格子組の両マスク格子を一体に形成しているため、格子の数を削減することができ、装置構成の簡素化を図ることができる。   According to the X-ray imaging system 60, both the splitter gratings of the first and second grating sets are integrally formed, and the mask gratings of the first and second grating sets are integrally formed. The number of grids can be reduced, and the apparatus configuration can be simplified.
図13は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影装置の一例を示す。   FIG. 13 shows an example of a radiation imaging apparatus for explaining an embodiment of the present invention.
図13に示すマンモグラフィ装置80は、被検体として乳房BのX線画像(位相コントラスト画像)を撮影する装置である。マンモグラフィ装置80は、基台(図示せず)に対して旋回可能に連結されたアーム部材81の一端に配設されたX線源収納部82と、アーム部材81の他端に配設された撮影台83と、撮影台83に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板84とを備える。   A mammography apparatus 80 illustrated in FIG. 13 is an apparatus that captures an X-ray image (phase contrast image) of the breast B as a subject. The mammography apparatus 80 is disposed at one end of an arm member 81 that is pivotally connected to a base (not shown), and disposed at the other end of the arm member 81. An imaging table 83 and a compression plate 84 configured to be movable in the vertical direction with respect to the imaging table 83 are provided.
X線源収納部82にはX線源11が収納されており、撮影台83には撮影部12が収納されている。X線源11と撮影部12とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板84は、移動機構(図示せず)により移動し、撮影台83との間で乳房Bを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したX線撮影が行われる。   The X-ray source storage unit 82 stores the X-ray source 11, and the imaging table 83 stores the imaging unit 12. The X-ray source 11 and the imaging unit 12 are arranged to face each other. The compression plate 84 is moved by a moving mechanism (not shown), and the breast B is sandwiched between the imaging table 83 and compressed. The X-ray imaging described above is performed in this compressed state.
なお、X線源11及び撮影部12は、前述したX線撮影システム10のものと同様の構成であるため、各構成要素には、X線撮影システム10と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、前述したX線撮影システム10と同様であるため説明は省略する。   Since the X-ray source 11 and the imaging unit 12 have the same configuration as that of the X-ray imaging system 10 described above, the same reference numerals as those of the X-ray imaging system 10 are given to the respective components. Since other configurations and operations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted.
図14は、図13の放射線撮影装置の変形例を示す。     FIG. 14 shows a modification of the radiation imaging apparatus of FIG.
図14に示すマンモグラフィ装置90は、第1の格子組31のスプリッタ格子34及び第2の格子組32のスプリッタ格子36が、X線源11と圧迫板84との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置80と異なる。両スプリッタ格子34,36は、アーム部材81に接続された格子収納部91に収納されている。撮影部92は、FPD30、第1の格子組31のマスク格子35、第2の格子組32のマスク格子37、走査機構33、により構成されている。   In the mammography apparatus 90 shown in FIG. 14, the splitter grating 34 of the first grating set 31 and the splitter grating 36 of the second grating set 32 are disposed between the X-ray source 11 and the compression plate 84. Is different from the mammography apparatus 80 described above. Both splitter gratings 34 and 36 are accommodated in a grating accommodating portion 91 connected to the arm member 81. The imaging unit 92 includes an FPD 30, a mask grating 35 of the first grating set 31, a mask grating 37 of the second grating set 32, and a scanning mechanism 33.
このように、被検体(乳房)Bが両スプリッタ格子34,36と両マスク格子35,37との間に位置する場合であっても、マスク格子35の位置に形成される投影像、及びマスク格子37の位置に形成される干渉像が被検体Bにより変調される。したがって、この場合でも、被検体Bに起因して変調されたモアレ縞をFPD30により検出することができる。すなわち、本マンモグラフィ装置90でも前述した原理で被検体Bの位相コントラスト画像を得ることができる。   Thus, even when the subject (breast) B is located between the splitter gratings 34 and 36 and the mask gratings 35 and 37, the projection image formed at the position of the mask grating 35 and the mask The interference image formed at the position of the grating 37 is modulated by the subject B. Therefore, even in this case, the moiré fringes modulated due to the subject B can be detected by the FPD 30. That is, the mammography apparatus 90 can also obtain a phase contrast image of the subject B based on the principle described above.
そして、本マンモグラフィ装置90では、スプリッタ格子34による遮蔽により、第1のエネルギー以下の線量がほぼ半減したX線が被検体Bに照射されることになるため、被検体Bの被曝量を低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置90のように、スプリッタ格子34,36とマスク格子35,37との間に被検体を配置することは、前述したX線撮影システム10にも適用することが可能である。   In the mammography apparatus 90, the subject B is irradiated with X-rays whose dose below the first energy is approximately halved due to the shielding by the splitter grating 34, thereby reducing the exposure amount of the subject B. be able to. Note that the arrangement of the subject between the splitter gratings 34 and 36 and the mask gratings 35 and 37 as in the mammography apparatus 90 can also be applied to the X-ray imaging system 10 described above.
図15は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す。   FIG. 15 shows the configuration of another example of a radiation imaging system for describing an embodiment of the present invention.
X線撮影システム100は、X線源101のコリメータユニット102に、マルチスリット103を配設した点が、前述したX線撮影システム10と異なる。その他の構成については、前述したX線撮影システム10と同一であるので説明は省略する。   The X-ray imaging system 100 is different from the X-ray imaging system 10 described above in that a multi-slit 103 is provided in the collimator unit 102 of the X-ray source 101. Since other configurations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted.
前述したX線撮影システム10では、X線源11からFPD30までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離(1m〜2m)とした場合に、X線焦点18bの焦点サイズ(一般的に0.1mm〜1mm程度)による投影像及び干渉像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、X線焦点18bの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、X線強度が低下してしまう。本X線撮影システム100においては、この課題を解決するために、X線焦点18bの直後にマルチスリット(線源格子)103,104を配置する。   In the X-ray imaging system 10 described above, when the distance from the X-ray source 11 to the FPD 30 is set to a distance (1 m to 2 m) set in a general hospital imaging room, the focal point of the X-ray focal point 18b. The blur of the projection image and the interference image due to the size (generally about 0.1 mm to 1 mm) is affected, and there is a possibility that the image quality of the phase contrast image is deteriorated. Therefore, it is conceivable to install a pinhole immediately after the X-ray focal point 18b to effectively reduce the focal spot size. However, if the aperture area of the pinhole is reduced to reduce the effective focal spot size, the X-ray focal point is reduced. Strength will fall. In the present X-ray imaging system 100, in order to solve this problem, multi-slits (source grids) 103 and 104 are arranged immediately after the X-ray focal point 18b.
図16は、図15の放射線撮影システムの撮影部の構成を示す。   FIG. 16 shows a configuration of an imaging unit of the radiation imaging system of FIG.
マルチスリット103、104は、いずれも吸収型格子であり、マルチスリット103は、基板103aと、この基板103aに配置された複数のX線遮蔽部103bとから構成されている。マルチスリット104もまた、基板104aと、この基板104aに配置された複数のX線遮蔽部104bとから構成されている。   Each of the multi slits 103 and 104 is an absorption type grating, and the multi slit 103 includes a substrate 103a and a plurality of X-ray shielding portions 103b arranged on the substrate 103a. The multi slit 104 is also composed of a substrate 104a and a plurality of X-ray shielding portions 104b arranged on the substrate 104a.
X線遮蔽部103bは線状の部材で構成され、上記第1の方向(x方向)に一定のピッチpで配列されており、第1のエネルギーのX線を十分に吸収することのできる厚み(例えば、第1のエネルギーを20keVとして、金(Au)換算で10μm)に形成されている。X線遮蔽部104bもまた線状の部材で構成され、上記第2の方向(x方向)に一定のピッチpで配列されており、第2のエネルギーのX線を十分に吸収することのできる厚み(例えば、第2のエネルギーを50keVとして、金(Au)換算で100μm)に形成されている。 X-ray shielding section 103b is composed of a linear member, the are arranged at a constant pitch p 5 in the first direction (x-direction), can sufficiently absorb the X-rays of the first energy It is formed in a thickness (for example, the first energy is 20 keV and 10 μm in terms of gold (Au)). X-ray shielding section 104b is configured also by the linear member, the are arranged at a constant pitch p 6 in the second direction (x-direction), of possible to sufficiently absorb the X-rays of the second energy The thickness is made (for example, the second energy is 50 keV and 100 μm in terms of gold (Au)).
マルチスリット103は、X線焦点18bから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、x方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、第1のエネルギーのX線を射出する多数の擬似X線焦点をx方向に形成することを目的としており、スプリッタ格子34、及びマスク格子35とともに第1のエネルギーのX線による位相イメージングを行うための第1の格子組を構成する。   The multi-slit 103 partially shields the radiation emitted from the X-ray focal point 18b, thereby reducing the effective focal size in the x direction and emitting a number of pseudo Xs that emit X-rays of the first energy. The objective is to form a line focus in the x direction, and together with the splitter grating 34 and the mask grating 35, a first grating set for performing phase imaging with X-rays of the first energy is configured.
マルチスリット103の格子ピッチpは、マルチスリット103からスプリッタ格子34までの距離をLとして次式(20)を満たすように設定する必要がある。
The grating pitch p 5 of the multi slit 103 needs to be set so as to satisfy the following equation (20), where L 5 is the distance from the multi slit 103 to the splitter grating 34.
上式(20)は、マルチスリット103により分散形成される擬似焦点の各々から射出されたX線のスプリッタ格子31による投影像が、マスク格子35の位置で一致する(重なり合う)ための幾何学的な条件である。   The above equation (20) is a geometrical expression for allowing the projected images of the X-ray splitter grating 31 emitted from each of the pseudo focal points dispersedly formed by the multi-slits 103 to coincide with each other at the position of the mask grating 35. It is a condition.
また、実質的にマルチスリット103の位置がX線焦点位置となるため、マスク格子35の格子ピッチp及び間隔dは、次式(21)及び(22)の関係を満たすように決定される。 In addition, since the position of the multi-slit 103 is substantially the X-ray focal position, the grating pitch p 2 and the interval d 2 of the mask grating 35 are determined so as to satisfy the relationship of the following expressions (21) and (22). The
また、マルチスリット104は、X線焦点18bから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、y方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、第2のエネルギーのX線を射出する多数の擬似X線焦点をy方向に形成することを目的としており、スプリッタ格子36、及びマスク格子37とともに第2のエネルギーのX線による位相イメージングを行うための第2の格子組を構成する。   Further, the multi slit 104 partially blocks the radiation emitted from the X-ray focal point 18b, thereby reducing the effective focal size in the y direction and emitting a plurality of X-rays of the second energy. The objective is to form a pseudo X-ray focal point in the y-direction, and together with the splitter grating 36 and the mask grating 37, a second grating set for performing phase imaging with X-rays of the second energy is configured.
マルチスリット104の格子ピッチpは、マルチスリット104からスプリッタ格子36までの距離をLとして次式(23)を満たすように設定する必要がある。
The grating pitch p 6 of the multi slit 104 needs to be set so as to satisfy the following expression (23), where L 6 is the distance from the multi slit 104 to the splitter grating 36.
また、実質的にマルチスリット104の位置がX線焦点位置となるため、マスク格子37の格子ピッチp及び間隔dは、次式(24)及び(25)の関係を満たすように決定される。 In addition, since the position of the multi-slit 104 is substantially the X-ray focal position, the grating pitch p 4 and the interval d 4 of the mask grating 37 are determined so as to satisfy the relationship of the following expressions (24) and (25). The
このように、本X線撮影システム100では、マルチスリット103により形成される複数の擬似X線焦点に基づく投影像が重ね合わせられ、またマルチスリット104により形成される複数の擬似X線焦点に基づく干渉像が重ね合わされることにより、X線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。   As described above, in the present X-ray imaging system 100, projection images based on a plurality of pseudo X-ray focal points formed by the multi-slit 103 are superimposed and based on a plurality of pseudo X-ray focal points formed by the multi-slit 104. By superimposing the interference images, the image quality of the phase contrast image can be improved without reducing the X-ray intensity.
なお、本X線撮影システム100においては、マルチスリット103,104が個々に設けられているが、前述したX線撮影システム60のスプリッタ格子64及びマスク格子65のように、互いに一体に形成することもできる。   In the present X-ray imaging system 100, the multi slits 103 and 104 are individually provided. However, they are formed integrally with each other like the splitter grating 64 and the mask grating 65 of the X-ray imaging system 60 described above. You can also.
図17は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。   FIG. 17 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
前述した各X線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったX線弱吸収物体の高コントラストな画像(位相コントラスト画像)が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検者の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。   According to each X-ray imaging system described above, a high-contrast image (phase contrast image) of an X-ray weakly absorbing object that has been difficult to draw can be obtained. In addition, an absorption image is referred to corresponding to the phase contrast image. What you can do will help you interpret. For example, it is effective to supplement the portion that could not be represented by the absorption image with the information of the phase contrast image by superimposing the absorption image and the phase contrast image by appropriate processing such as weighting, gradation, and frequency processing. However, capturing an absorption image separately from the phase contrast image makes it difficult to superimpose images due to the shift in the shooting position between the phase contrast image capture and the absorption image capture. Increasing the burden on the subject. In recent years, small-angle scattered images have attracted attention in addition to phase contrast images and absorption images. The small-angle scattered image can express tissue properties resulting from the fine structure inside the subject tissue, and is expected as a new expression method for image diagnosis in the fields of cancer and cardiovascular diseases.
そこで、本X線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から、吸収画像や小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部190を用いる。なお、その他の構成については、前述したX線撮影システム10と同一であるので説明は省略する。演算処理部190は、位相コントラスト画像生成部191、吸収画像生成部192、小角散乱画像生成部193が構成されている。これらは、いずれもk=0,1,2,・・・,M−1のM個の各走査位置で得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部191は、前述の手順に従って位相コントラスト画像を生成する。   Therefore, this X-ray imaging system uses an arithmetic processing unit 190 that can generate an absorption image and a small-angle scattered image from a plurality of images acquired for a phase contrast image. Since other configurations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted. The arithmetic processing unit 190 includes a phase contrast image generation unit 191, an absorption image generation unit 192, and a small angle scattered image generation unit 193. These all perform arithmetic processing based on image data obtained at M scanning positions of k = 0, 1, 2,..., M−1. Among these, the phase contrast image generation unit 191 generates a phase contrast image according to the above-described procedure.
吸収画像生成部192は、画素ごとに得られる画素データIk(x,y)を、図18に示すように、kについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、画素データIk(x,y)をkについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Mが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データIk(x,y)を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素データIk(x,y)をkについて加算した加算値等を用いることが可能である。   The absorption image generation unit 192 generates an absorption image by averaging pixel data Ik (x, y) obtained for each pixel with respect to k and calculating an average value as shown in FIG. . The average value may be calculated by simply averaging the pixel data Ik (x, y) with respect to k. However, when M is small, the error increases, so the pixel data Ik (x, y After fitting y) with a sine wave, an average value of the fitted sine wave may be obtained. The generation of the absorption image is not limited to the average value, and an addition value obtained by adding the pixel data Ik (x, y) with respect to k can be used as long as the amount corresponds to the average value.
小角散乱画像生成部193は、画素ごとに得られる画素データIk(x,y)の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、画素データIk(x,y)の最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Mが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データIk(x,y)を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。   The small angle scattered image generation unit 193 generates a small angle scattered image by calculating and imaging the amplitude value of the pixel data Ik (x, y) obtained for each pixel. The amplitude value may be calculated by obtaining a difference between the maximum value and the minimum value of the pixel data Ik (x, y). However, when M is small, the error increases, and therefore the pixel data Ik. After fitting (x, y) with a sine wave, the amplitude value of the fitted sine wave may be obtained. In addition, the generation of the small-angle scattered image is not limited to the amplitude value, and a dispersion value, a standard deviation, or the like can be used as an amount corresponding to the variation centered on the average value.
本X線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から吸収画像や小角散乱画像を生成するので、吸収画像や小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像や小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像や小角散乱画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。   According to the present X-ray imaging system, an absorption image and a small angle scattered image are generated from a plurality of images acquired for the phase contrast image of the subject. There is no deviation, and it is possible to superimpose the phase contrast image with the absorption image and the small-angle scattered image, and the burden on the subject is reduced as compared with the case of separately shooting for the absorption image and the small-angle scattered image. be able to.
以上、説明したように、本明細書には、第1のエネルギーの放射線によって縞状の第1の放射線像を形成する第1のスプリッタ格子、及び前記第1の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第1のマスク格子を含む第1の格子組と、前記第1のエネルギーと異なる第2のエネルギーの放射線によって縞状の第2の放射線像を形成する第2のスプリッタ格子、及び前記第2の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第2のマスク格子を含む第2の格子組と、前記第1のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第1の放射線像及び前記第2のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第2の放射線像を検出する放射線画像検出器と、を備え、前記第1及び第2の格子組に含まれる複数の格子は、一列に並んで配置されており、前記第1の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第1の方向に向け、また、前記第2の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第1の方向と交差する第2の方向に向けて、それぞれ配置されている放射線画像検出装置が開示されている。   As described above, the present specification substantially includes the first splitter grating that forms a striped first radiation image by the radiation of the first energy, and the pattern period of the first radiation image. A first grating set including a first mask grating formed at a grating pitch that coincides with and a second radiation image that forms a striped second radiation image by radiation of a second energy different from the first energy And a second grating set including a second mask grating formed at a grating pitch substantially coincident with a pattern period of the second radiation image, and masked by the first splitter grating A radiation image detector that detects the first radiation image and the second radiation image masked by the second splitter grating, and is included in the first and second grating sets. The plurality of lattices are arranged in a line, and each lattice constituting the first lattice set has its lattice pitch direction directed to the first direction, and constitutes the second lattice set. A radiation image detection apparatus is disclosed in which each grating is arranged with its grating pitch direction in a second direction intersecting the first direction.
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第1の格子組が、前記第1の方向に所定のピッチで並ぶ複数の擬似放射線焦点の配列を形成する第1の線源格子を更に含み、前記第2の格子組が、前記第2の方向に所定のピッチで並ぶ複数の擬似放射線焦点の配列を形成する第2の線源格子を更に含む。   Further, the radiation image detection apparatus disclosed in the present specification is configured so that the first grid set forms an array of a plurality of pseudo-radiation focal points arranged at a predetermined pitch in the first direction. The second grating set further includes a second source grating that forms an array of a plurality of pseudo-radiation focal points arranged at a predetermined pitch in the second direction.
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第1の放射線像が、前記第1のスプリッタ格子の投影像であり、前記第2の放射線像が、前記第2のスプリッタ格子によって回折された放射線により形成される干渉像である。   In the radiological image detection apparatus disclosed in this specification, the first radiographic image is a projection image of the first splitter grating, and the second radiographic image is generated by the second splitter grating. It is an interference image formed by the diffracted radiation.
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、第2のエネルギーが、第1のエネルギーより高い。   In the radiological image detection apparatus disclosed in this specification, the second energy is higher than the first energy.
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第1のスプリッタ格子と前記第1のマスク格子との間隔、及び前記第2のスプリッタ格子と前記第2のマスク格子との間隔が、前記第2のスプリッタ格子及び前記第2のマスク格子の各々格子ピッチと前記第2のエネルギーの放射線の波長によって規定されるタルボ干渉距離に設定されている。   Further, the radiological image detection apparatus disclosed in the present specification has an interval between the first splitter grating and the first mask grating, and an interval between the second splitter grating and the second mask grating. The Talbot interference distance defined by the grating pitch of each of the second splitter grating and the second mask grating and the wavelength of the radiation of the second energy is set.
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第1のスプリッタ格子が、吸収型格子であり、前記第2のスプリッタ格子が、位相型格子である。   In the radiological image detection apparatus disclosed in this specification, the first splitter grating is an absorption grating, and the second splitter grating is a phase grating.
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第1の格子組及び前記第2の格子組の対応する格子同士が、一体に形成されている。   Further, in the radiological image detection apparatus disclosed in this specification, the corresponding lattices of the first lattice set and the second lattice set are integrally formed.
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第1のマスク格子を前記第1の放射線像に対して前記複数の相対位置に置くように、前記第1のスプリッタ格子及び前記第1のマスク格子のいずれか一方を移動させ、また、前記第2のマスク格子を前記第2の放射線像に対して前記複数の相対位置に置くように、前記第2のスプリッタ格子及び前記第2のマスク格子のいずれか一方を移動させる走査機構を更に備える。   In addition, the radiological image detection apparatus disclosed in this specification includes the first splitter grating and the first mask so as to place the first mask grating at the plurality of relative positions with respect to the first radiographic image. One of the first mask gratings is moved, and the second splitter grating and the second mask grating are arranged so as to place the second mask grating at the plurality of relative positions with respect to the second radiation image. And a scanning mechanism for moving any one of the mask gratings.
また、本明細書には、上記の放射線画像検出装置と、前記第1及び第2のエネルギーを含む放射線を、前記放射線画像検出装置に向けて出射する放射線源と、を備える放射線撮影装置が開示されている。   Further, the present specification discloses a radiation imaging apparatus that includes the above-described radiation image detection apparatus and a radiation source that emits radiation including the first and second energy toward the radiation image detection apparatus. Has been.
また、本明細書には、上記の放射線撮影装置と、前記第1のマスク格子によってマスキングされた前記第1の放射線像を前記放射線画像検出器で検出して取得される放射線画像から第1の位相コントラスト画像を生成すると共に、前記第2のマスク格子によってマスキングされた前記第2の放射線像を前記放射線画像検出器によって検出して取得される放射線画像から第2の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備える放射線撮影システムが開示されている。   Further, in the present specification, a first image is obtained from a radiographic image obtained by detecting the radiographic apparatus and the first radiographic image masked by the first mask grating with the radiographic image detector. Operation for generating a phase contrast image and generating a second phase contrast image from a radiation image acquired by detecting the second radiation image masked by the second mask grating by the radiation image detector A radiation imaging system including a processing unit is disclosed.
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記演算処理部が、前記第1及び第2の位相コントラスト画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う。   Further, in the radiation imaging system disclosed in this specification, the arithmetic processing unit performs energy subtraction processing using the first and second phase contrast images.
10 X線撮影システム
11 X線源
12 撮影部
13 コンソール
30 FPD
31 第1の格子組
32 第2の格子組
33 走査機構
34 スプリッタ格子
35 マスク格子
36 スプリッタ格子
37 マスク格子
10 X-ray imaging system 11 X-ray source 12 Imaging unit 13 Console 30 FPD
31 First grating set 32 Second grating set 33 Scanning mechanism 34 Splitter grating 35 Mask grating 36 Splitter grating 37 Mask grating

Claims (11)

  1. 第1のエネルギーの放射線によって縞状の第1の放射線像を形成する第1のスプリッタ格子、及び前記第1の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第1のマスク格子を含む第1の格子組と、
    前記第1のエネルギーと異なる第2のエネルギーの放射線によって縞状の第2の放射線像を形成する第2のスプリッタ格子、及び前記第2の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第2のマスク格子を含む第2の格子組と、
    前記第1のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第1の放射線像及び前記第2のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第2の放射線像を検出する放射線画像検出器と、
    を備え、
    前記第1及び第2の格子組に含まれる複数の格子は、一列に並んで配置されており、
    前記第1の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第1の方向に向け、また、前記第2の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第1の方向と交差する第2の方向に向けて、それぞれ配置されている放射線画像検出装置。
    A first splitter grating that forms a striped first radiation image by radiation of a first energy, and a first mask formed at a grating pitch that substantially matches the pattern period of the first radiation image A first grid set including a grid;
    A second splitter grating that forms a striped second radiation image by radiation of a second energy different from the first energy, and a grating pitch that substantially matches a pattern period of the second radiation image; A second grid set including a formed second mask grid;
    A radiation image detector for detecting the first radiation image masked by the first splitter grating and the second radiation image masked by the second splitter grating;
    With
    The plurality of grids included in the first and second grid sets are arranged in a line,
    Each lattice constituting the first lattice set has its lattice pitch direction directed to the first direction, and each lattice constituting the second lattice set has the lattice pitch direction defined as the first direction. The radiographic image detection apparatus each arrange | positioned toward the 2nd direction which cross | intersects.
  2. 請求項1に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記第1の格子組は、前記第1の方向に所定のピッチで並ぶ複数の擬似放射線焦点の配列を形成する第1の線源格子をさらに含み、
    前記第2の格子組は、前記第2の方向に所定のピッチで並ぶ複数の擬似放射線焦点の配列を形成する第2の線源格子をさらに含む放射線画像検出装置。
    The radiological image detection apparatus according to claim 1,
    The first grating set further includes a first source grating that forms an array of a plurality of pseudo-radiation focal points arranged at a predetermined pitch in the first direction;
    The radiographic image detection apparatus, wherein the second grid set further includes a second source grid that forms an array of a plurality of pseudo-radiation focal points arranged at a predetermined pitch in the second direction.
  3. 請求項1又は2に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記第1の放射線像は、前記第1のスプリッタ格子の投影像であり、
    前記第2の放射線像は、前記第2のスプリッタ格子によって回折された放射線により形成される干渉像である放射線画像検出装置。
    The radiological image detection apparatus according to claim 1 or 2,
    The first radiation image is a projection image of the first splitter grating;
    The radiographic image detection device, wherein the second radiographic image is an interference image formed by the radiation diffracted by the second splitter grating.
  4. 請求項3に記載の放射線画像検出装置であって、
    第2のエネルギーは、第1のエネルギーより高い放射線画像検出装置。
    The radiological image detection apparatus according to claim 3,
    The second energy is a radiological image detection device higher than the first energy.
  5. 請求項3又は4に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記第1のスプリッタ格子と前記第1のマスク格子との間隔、及び前記第2のスプリッタ格子と前記第2のマスク格子との間隔は、前記第2のスプリッタ格子及び前記第2のマスク格子の各々格子ピッチと前記第2のエネルギーの放射線の波長によって規定されるタルボ干渉距離に設定されている放射線画像検出装置。
    The radiological image detection apparatus according to claim 3 or 4,
    The distance between the first splitter grating and the first mask grating, and the distance between the second splitter grating and the second mask grating are determined by the second splitter grating and the second mask grating. A radiological image detection apparatus set to a Talbot interference distance defined by a grating pitch and a wavelength of radiation of the second energy.
  6. 請求項3から5のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記第1のスプリッタ格子は、吸収型格子であり、
    前記第2のスプリッタ格子は、位相型格子である放射線画像検出装置。
    The radiological image detection apparatus according to any one of claims 3 to 5,
    The first splitter grating is an absorption grating;
    The second splitter grating is a radiological image detection apparatus which is a phase grating.
  7. 請求項3から6のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記第1の格子組及び前記第2の格子組の対応する格子同士は、一体に形成されている放射線画像検出装置。
    The radiological image detection apparatus according to any one of claims 3 to 6,
    The radiographic image detection apparatus in which the grids corresponding to the first grid set and the second grid set are integrally formed.
  8. 請求項1から7のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記第1のマスク格子を前記第1の放射線像に対して前記複数の相対位置に置くように、前記第1のスプリッタ格子及び前記第1のマスク格子のいずれか一方を移動させ、また、前記第2のマスク格子を前記第2の放射線像に対して前記複数の相対位置に置くように、前記第2のスプリッタ格子及び前記第2のマスク格子のいずれか一方を移動させる走査機構をさらに備える放射線画像検出装置。
    The radiological image detection apparatus according to any one of claims 1 to 7,
    Moving one of the first splitter grating and the first mask grating so as to place the first mask grating at the plurality of relative positions with respect to the first radiation image; and And a scanning mechanism for moving one of the second splitter grating and the second mask grating so as to place the second mask grating at the plurality of relative positions with respect to the second radiation image. Radiation image detection device.
  9. 請求項1から8のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置と、
    前記第1及び第2のエネルギーを含む放射線を、前記放射線画像検出装置に向けて出射する放射線源と、
    を備える放射線撮影装置。
    The radiological image detection apparatus according to any one of claims 1 to 8,
    A radiation source that emits radiation including the first and second energy toward the radiation image detection device;
    A radiographic apparatus comprising:
  10. 請求項9に記載の放射線撮影装置と、
    前記第1のマスク格子によってマスキングされた前記第1の放射線像を前記放射線画像検出器で検出して取得される放射線画像から第1の位相コントラスト画像を生成すると共に、前記第2のマスク格子によってマスキングされた前記第2の放射線像を前記放射線画像検出器によって検出して取得される放射線画像から第2の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、
    を備える放射線撮影システム。
    The radiation imaging apparatus according to claim 9;
    A first phase contrast image is generated from a radiation image obtained by detecting the first radiation image masked by the first mask grating by the radiation image detector, and the second mask grating An arithmetic processing unit for generating a second phase contrast image from a radiographic image acquired by detecting the masked second radiographic image by the radiographic image detector;
    A radiography system comprising:
  11. 請求項10に記載の放射線撮影システムであって、
    前記演算処理部は、前記第1及び第2の位相コントラスト画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う放射線撮影システム。
    The radiation imaging system according to claim 10,
    The arithmetic processing unit is a radiation imaging system that performs energy subtraction processing using the first and second phase contrast images.
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012143405A (en) * 2011-01-12 2012-08-02 Fujifilm Corp Radiographic imaging device and radiographic imaging system
JP2017023469A (en) * 2015-07-23 2017-02-02 株式会社島津製作所 Radiation phase difference imaging apparatus
CN107580473A (en) * 2015-05-06 2018-01-12 皇家飞利浦有限公司 X-ray imaging

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