JP2012130452A - 放射線撮影装置及び放射線撮影システム - Google Patents
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Abstract
【課題】X線等の放射線による位相イメージングにおいて、走査機構によるステップ走査の制御を容易にして、得られる放射線位相コントラスト画像の画質が低下することを防止する。
【解決手段】放射線の進行方向に配置される第1の吸収型格子31を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の走査位置におかれる第2の吸収型格子32と、第2の吸収型格子32を移動させ前記複数の走査位置に置く走査機構33とによってマスキングされた前記放射線像を検出し、前記複数の走査位置に応じた複数の画像を取得するFPD30を備え、前記第2の吸収型格子32の複数の走査位置が1回走査後の走査位置、格子ピッチ及び走査位置の個数から決定される所定の条件式を満足する放射線撮影装置。
【選択図】図1
【解決手段】放射線の進行方向に配置される第1の吸収型格子31を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の走査位置におかれる第2の吸収型格子32と、第2の吸収型格子32を移動させ前記複数の走査位置に置く走査機構33とによってマスキングされた前記放射線像を検出し、前記複数の走査位置に応じた複数の画像を取得するFPD30を備え、前記第2の吸収型格子32の複数の走査位置が1回走査後の走査位置、格子ピッチ及び走査位置の個数から決定される所定の条件式を満足する放射線撮影装置。
【選択図】図1
Description
本発明は、放射線撮影装置及び放射線撮影システムに関する。
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、被検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。
一般的なX線撮影システムでは、X線を放射するX線源とX線を検出するX線画像検出器との間に被検体を配置して、被検体の透過像を撮影する。この場合、X線源からX線画像検出器に向けて放射された各X線は、X線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性(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線画像検出器の各画素に入射する。この結果、被検体の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。
ただし、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るため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、X線吸収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線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。
このような問題を背景に、近年、被検体によるX線の強度変化に代えて、被検体によるX線の位相変化(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)。
X線タルボ干渉計は、被検体の背後に第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検体とX線との相互作用(位相変化)により変調を受ける。
X線タルボ干渉計では、第1の回折格子の自己像と第2の回折格子とが重ね合わせ(強度変調)により生じるモアレ縞を検出し、被検体によるモアレ縞の変化を解析することによって被検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信号値の変化から、被写体で屈折したX線の角度分布(位相シフトの微分像)を取得し、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。
しかし、被写体を透過することで生じるX線の屈折角度は僅か数μradであり、この屈折角度によって発生するモアレ縞の強度変調信号及び変調を受けたモアレ縞を縞走査法で検出して得られる信号の変化も僅かである。このような僅かな変化を計測する場合、第2の回折格子の走査位置のずれ(走査ピッチの誤差)は、被写体の位相情報の検出精度に影響する。
一般に、第2の回折格子の格子ピッチは数μmであり、第2の回折格子の走査ピッチは、撮影回数に応じた1μm程度となる。これにより、走査機構の駆動源は、少なくともサブμmの変位分解能で、第2の回折格子を第1の回折格子に対して並進移動させる(ステップ走査させる)ことになる。
この変位分解能を満足する駆動源としては、例えばピエゾなどの圧電素子を用いたアクチュエータが挙げられる。特許文献1は、第2の回折格子のステップ走査の駆動源として、圧電アクチュエータを用いている。
しかし、常に第2の回折格子を僅かサブμmずつ動かす制御を走査機構の駆動源が行わなくてはならないため、走査機構の駆動源の制御が容易でない。
本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであり、X線等の放射線による位相イメージングにおいて、走査機構によるステップ走査の制御を容易にして、得られる放射線位相コントラスト画像の画質が低下することを防止することを目的としている。
放射線の進行方向に配置される第1の格子と、前記第1の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の走査位置におかれる第2の格子と、前記第2の格子を移動させ、前記複数の走査位置に置く走査機構と、前記第2の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出し、前記複数の走査位置に応じた複数の画像を取得する放射線画像検出器を備え、前記第2の格子の複数の走査位置が、Plをl回走査後の第2の格子の走査位置、p2を第2の格子の格子ピッチ及び、Mを第1の格子に対する第2の格子の複数の走査位置の個数として、以下の条件式(1A)を満足する放射線撮影装置。
本発明によれば、X線等の放射線による位相イメージングにおいて、走査機構によるステップ走査の制御を容易にして、得られる放射線位相コントラスト画像の画質が低下することを防止することができる。また、ステップ走査の制御が容易なため、走査機構の駆動源の選択肢の幅を広げることができる。
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。
X線撮影システム10は、被検体(患者)Hを立位状態で撮影するX線診断装置であって、被検体HにX線を照射するX線源11と、X線源11に対向配置され、X線源11から被検体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。
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。
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、被検体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とを有する。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。
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。
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。
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。
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線画像を記憶する画像記憶部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。
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。
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、被検体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の吸収型格子31及び第2の吸収型格子32が設けられている。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。詳しくは後述するが、第1及び第2の吸収型格子31,32は、FPD30とX線源11との間に配置されている。また、撮影部12には、第2の吸収型格子32を上下方向に並進移動させることにより、第1の吸収型格子31に対する第2の吸収型格子32との相対位置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、圧電素子や、ボールネジとステッピングモータを組み合わせたアクチュエータより構成される。
図3は、図1の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。
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。
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X線検出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。
なお、画素40は、テルビウム賦活酸化ガドリニウム(Gd2O2S: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、本実施形態では、放射線画像検出器としてTFTパネルをベースとしたFPDを用いているが、これに限られず、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放射線画像検出器を用いることも可能である。
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。
図4及び図5は、図1の放射線撮影システムの撮影部を示す。
第1の吸収型格子31は、基板31aと、この基板31aに配置された複数のX線遮蔽部31bとから構成されている。同様に、第2の吸収型格子32は、基板32aと、この基板32aに配置された複数のX線遮蔽部32bとから構成されている。基板31a,31bは、いずれもX線を透過させるガラス等のX線透過性部材により形成されている。
X線遮蔽部31b,32bは、いずれもX線源11から照射されるX線の光軸Aに直交する面内の一方向(本実施形態では、x方向及びz方向に直交するy方向)に延伸した線状の部材である。各X線遮蔽部31b,32b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、白金等の金属であることが好ましい。これらのX線遮蔽部31b,32b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。
X線遮蔽部31bは、X線の光軸Aに直交する面内において、上記一方向と直交する方向(本実施形態では、x方向)に一定の周期p1で、互いに所定の間隔d1を空けて配列されている。同様に、X線遮蔽部32bは、X線の光軸Aに直交する面内において、上記一方向と直交する方向(本実施形態では、x方向)に一定の周期p2で、互いに所定の間隔d2を空けて配列されている。このような第1及び第2の吸収型格子31,32は、入射X線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部(上記間隔d1,d2の領域)は空隙でなくてもよく、高分子や軽金属等のX線低吸収材で該空隙を充填してもよい。
第1及び第2の吸収型格子31,32は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したX線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔d1,d2を、X線源11から照射されるX線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射X線に含まれる大部分のX線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する。例えば、前述の回転陽極18aとしてタングステンを用い、管電圧を50kVとした場合には、X線のピーク波長は、約0.4Åである。この場合には、間隔d1,d2を、1〜10μm程度とすれば、スリット部で大部分のX線が回折されずに幾何学的に投影される。
X線源11から照射される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、第1の吸収型格子31を通過して射影される投影像(以下、この投影像をG1像と称する)は、X線焦点18bからの距離に比例して拡大される。第2の吸収型格子32の格子ピッチp2及び間隔d2は、そのスリット部が、第2の吸収型格子32の位置におけるG1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から第1の吸収型格子31までの距離をL1、第1の吸収型格子31から第2の吸収型格子32までの距離をL2とした場合に、格子ピッチp2及び間隔d2は、次式(1)及び(2)の関係を満たすように決定される。
第1の吸収型格子31から第2の吸収型格子32までの距離L2は、タルボ干渉計では、第1の回折格子の格子ピッチとX線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本実施形態の撮影部12では、第1の吸収型格子31が入射X線を回折させずに投影させる構成であって、第1の吸収型格子31のG1像が、第1の吸収型格子31の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離L2を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
上記のように撮影部12は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第1の吸収型格子31でX線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Zは、第1の吸収型格子31の格子ピッチp1、第2の吸収型格子32の格子ピッチp2、X線波長(ピーク波長)λ、及び正の整数mを用いて、次式(3)で表される。
式(3)は、X線源11から照射されるX線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。
本X線撮影システム10では、撮影部12の薄型化を目的とし、上記距離L2を、m=1の場合の最小のタルボ干渉距離Zより短い値に設定する。すなわち、上記距離L2は、次式(4)を満たす範囲の値に設定される。
なお、X線源11から照射されるX線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Zは次式(5)となり、上記距離L2を、次式(6)を満たす範囲の値に設定する。
X線遮蔽部31b,32bは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、X線を完全に遮蔽(吸収)することが好ましいが、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。このため、X線の遮蔽性を高めるためには、X線遮蔽部31b,32bのそれぞれの厚みh1,h2を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、X線管の管電圧が50kVの場合に、照射X線の90%以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みh1,h2は、金(Au)換算で30μm以上であることが好ましい。
一方、X線遮蔽部31b,32bの厚みh1,h2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31b,32bの延伸方向(条帯方向)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h1,h2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h1,h2は、図5に示す幾何学的関係から、次式(7)及び(8)を満たすように設定する必要がある。
例えば、d1=2.5μm、d2=3.0μmであり、通常の病院での検査を想定して、L=2mとした場合には、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h1は100μm以下、厚みh2は120μm以下とすればよい。
以上のように構成された撮影部12では、第1の吸収型格子31のG1像と第2の吸収型格子32との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、FPD30によって撮像される。第2の吸収型格子32の位置におけるG1像のパターン周期p1’と、第2の吸収型格子32の実質的な格子ピッチp2’(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及び第2の吸収型格子31,32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。
G1像のパターン周期p1’と格子ピッチp2’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(9)で表される。
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(10)を満たす必要があり、更には、次式(11)を満たすことが好ましい(ここで、nは正の整数である)。
式(10)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(11)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。
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、第1及び第2の吸収型格子31,32の位置調整を行い、G1像のパターン周期p1’と格子ピッチp2’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。
図6に、モアレ周期Tを変更する方法を示す。
モアレ周期Tの変更は、第1及び第2の吸収型格子31,32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、第1の吸収型格子31に対して、第2の吸収型格子32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、第2の吸収型格子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、「p2’」→「p2’/cosθ」と変化し、この結果、モアレ周期Tが変化する(FIG.6A)。
別の例として、モアレ周期Tの変更は、第1及び第2の吸収型格子31,32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、第1の吸収型格子31に対して、第2の吸収型格子32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、第2の吸収型格子32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、「p2’」→「p2’×cosα」と変化し、この結果、モアレ周期Tが変化する(FIG.6B)。
更に別の例として、モアレ周期Tの変更は、第1及び第2の吸収型格子31,32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、第1の吸収型格子31と第2の吸収型格子32との間の距離L2を変更するように、第1の吸収型格子31に対して、第2の吸収型格子32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、第2の吸収型格子32を光軸Aに移動量δだけ移動させると、第2の吸収型格子32の位置に投影される第1の吸収型格子31のG1像のパターン周期は、「p1’」→「p1’×(L1+L2+δ)/(L1+L2)」と変化し、この結果、モアレ周期Tが変化する(FIG.6C)。
本X線撮影システム10において、撮影部12は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離L2を自由に設定することができるため、相対移動機構52のように距離L2の変更によりモアレ周期Tを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ周期Tを変更するための第1及び第2の吸収型格子31,32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。
X線源11と第1の吸収型格子31との間に被写体Hを配置した場合には、FPD30により検出されるモアレ縞は、被写体Hにより変調を受ける。この変調量は、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で検出されたモアレ縞を解析することによって、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。
次に、モアレ縞の解析方法について説明する。
図7は、被写体Hのx方向に関する位相シフト分布Φ(x)に応じて屈折される1つのX線を示す。
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、第1及び第2の吸収型格子31,32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、第1の吸収型格子31を通過した後、第2の吸収型格子32より遮蔽される。
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(12)で表される。
第1の吸収型格子31から第2の吸収型格子32の位置に投射されたG1像は、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x方向に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(13)で表される。
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(14)で表される。
このように、被写体HでのX線の屈折によるG1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(15)のように関連している。
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(15)から屈折角φが求まり、式(14)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)、すなわち被写体Hの位相コントラスト画像を生成することができる。本X線撮影システム10では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。
縞走査法では、第1及び第2の吸収型格子31,32の一方を他方に対して相対的に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)。本X線撮影システム10では、前述の走査機構33により第2の吸収型格子32を移動させているが、第1の吸収型格子31を移動させてもよい。第2の吸収型格子32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、第2の吸収型格子32の格子周期の1周期(格子ピッチp2)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p2を整数分の1ずつ第2の吸収型格子32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。
図8は、格子ピッチp2をM(2以上の整数)個に分割した走査ピッチ(p2/M)ずつ第2の吸収型格子32を移動させると仮定した場合を示している。
走査機構33は、実際には、走査機構33の駆動源を用いて、l回走査した後の走査位置をPl(l=0,1,2,・・・,M−1)として、M個の走査位置P0〜PM−1に第2の吸収型格子32を順に並進移動させている。これにより、被写体の撮影に要する撮影回数もM回になる。また、後述するように、この吸収型格子32の並進移動は、走査ピッチ(p2/M)として、k回走査した後の走査位置をPk(k=0,1,2,・・・,M−1)として、M個の走査位置P0〜PM−1に第2の吸収型格子32を順に並進移動させることと等価である。以下、説明のためにM個の走査位置Pk(k=0,1,2,・・・,M−1)に第2の吸収型格子32を順に並進移動させたと仮定した場合を説明する。なお、図8では、第2の吸収型格子32の初期位置P0を、被写体Hが存在しない場合における第2の吸収型格子32の位置でのG1像の暗部が、X線遮蔽部32b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。
まず、k=0の走査位置P0では、主として、被写体Hにより屈折されなかったX線が第2の吸収型格子32を通過する。次に、k=1,2,・・・と順に第2の吸収型格子32を移動させていくと、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。
k=0,1,2,・・・,M−1の各走査位置Pk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。第2の吸収型格子32の位置kにおける各画素40の信号値をIk(x)と標記すると、Ik(x)は、次式(16)で表される。
ここで、xは、画素40のx方向に関する座標であり、A0は入射X線の強度であり、An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。
次いで、次式(17)の関係式を用いると、上記屈折角φ(x)は、次式(18)のように表される。
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(18)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。
図9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。
各画素40で得られたM個の信号値は、第2の吸収型格子32の位置kに対して、格子ピッチp2の周期で周期的に変化する。図10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10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。
そして、屈折角φ(x)は、上記式(14)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。
以上の演算は、演算処理部22により行われ、演算処理部22は、位相コントラスト画像を記憶部23に記憶させる。
上記の縞走査、及び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た後、制御装置20の制御に基づいて各部が連係動作し、自動的に行われ、最終的に被写体Hの位相コントラスト画像がモニタ24に表示される。
図10は、第2の吸収型格子32を走査ピッチp2’(l=0,1,・・・,M−1)で移動させる様子を模式的に示したものである。
走査機構33は、l=0,1,2,・・・,M−1の各走査位置Plに、第2の吸収型格子32を走査ピッチp2’で並進移動させる。ただし、走査ピッチp2’は、下記の式(2A)を満たし、mは、m>1かつMと互いに素である正の整数である。
式(2A)を満たす走査ピッチp2’を設定した場合、式(1A)が満たされる。m≠1のためである。
なお、式(1A)は、走査ピッチp2’での第2の吸収型格子32の総移動距離が、走査ピッチ(p2/M)での第2の吸収型格子32の総移動距離よりも大きいことを示している。
さて、上述のように、走査ピッチp2’_で、M個の走査位置P0〜PM−1に、第2の吸収型格子32を順に並進移動させることは、走査ピッチ(p2/M)として、M個の走査位置P0〜PM−1に、第2の吸収型格子32を順に並進移動させることと等価になる。以下、具体例を用いてこれについて説明する。
今、M=5及びm=2の場合を考える。このとき、走査ピッチp2’は、下記の値となる。
すると、第2の吸収型格子32の初期位置P0を、図8の場合と同様に、被写体Hが存在しない場合における第2の吸収型格子32の位置でのG1像の暗部が、X線遮蔽部32bにほぼ一致する位置とすれば、l回走査後の第2の吸収型格子32の走査位置Plにおける各画素40の信号値Il(x)は、Ik(x)の関係から以下のようになる。
これは、第2の吸収型格子32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、第2の吸収型格子32の格子周期の1周期(格子ピッチp2)に達すると(すなわち、位相変化が2πに達すると)、モアレ縞が元に戻るためである。
これにより、k=0,1,・・・,4の各位置で、各画素40について、5個の信号値を得ることと等価になる。つまり、式(18)に基づいて、各画素40の信号の位相ズレ量ψを算出することができる。
以上、本放射線撮影システム10によれば、第2の吸収型格子32の格子ピッチp2に基づいた狭い走査ステップではなく、モアレ縞の周期性を利用して、広い走査ステップを確保することができ、走査機構33の駆動源の制御を容易にすることができる。また、広い走査ステップを確保することによって、走査機構33の駆動源の選択肢が広がり、設計の自由度を高めることができる。
また、第1の吸収型格子31で殆どのX線を回折させずに、第2の吸収型格子32に幾何学的に投影するため、照射X線には、高い空間的可干渉性は要求されず、X線源11として医療分野で用いられている一般的なX線源を用いることができる。そして、第1の吸収型格子31から第2の吸収型格子32までの距離L2を任意の値とすることができ、該距離L2を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部12を小型化(薄型化)することができる。更に、本X線撮影システム10では、第1の吸収型格子31からの投影像(G1像)には、照射X線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。
なお、本X線撮影システム10は、第1の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第1及び第2の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第1の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第1の格子のX線像と第2の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、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。
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。
また、被写体がない状態で撮影(プレ撮影)して取得される画像群から位相微分像(位相シフト分布Φの微分量)を作成するようにしてもよい。この位相微分像は、検出系の位相ムラを反映している(モアレによる位相ズレ、グリッドの不均一性、線量検出器の屈折等が含まれている)。そして、被写体がある状態で撮影(メイン撮影)して取得される画像群から位相微分像を作成し、これからプレ撮影で得られた位相微分像を引くことで、測定系の位相ムラを補正した位相微分像を得ることが出来る。
なお、式(2A)を満たす走査ピッチのうち、下記の式(3A)を満たす走査ピッチを採用することも可能である。
ここでは、式(3A)を満たす走査ピッチのうち、下記の式(4A)を満たす走査ピッチp2’’を採用した場合について説明する。ただし、nは、正の整数である。
なお、式(4A)を満たす走査ピッチp2’’は、格子ピッチp2よりも大きいため、の式(1A)が満たされることは明らかである。
今、M=5及びn=1の場合を考える。このとき、走査ピッチp2’’は、以下のようになる。
すると、第2の吸収型格子32の初期位置P0を、図8の場合と同様に、被写体Hが存在しない場合における第2の吸収型格子32の位置でのG1像の暗部が、X線遮蔽部32bにほぼ一致する位置とすれば、l回走査後の第2の吸収型格子32の走査位置Plにおける各画素40の信号値Il(x)は、Ik(x)の関係から以下のようになる。
これは、上述のように、第2の吸収型格子32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、第2の吸収型格子32の格子周期の1周期(格子ピッチp2)に達すると(すなわち、位相変化が2πに達すると)、モアレ縞が元に戻るためである。
これにより、k=0,1,・・・,4の各走査位置Pkで、各画素40について、5個の信号値を得ることと等価になる。これにより、式(18)に基づいて、各信号40の信号の位相ズレ量ψを算出することができる。
このように、式(3A)を満たす走査ピッチp2’’を設定した場合、少なくとも走査ピッチを第2の格子ピッチp2分だけ確保することになり、より走査機構33の駆動源の制御を容易にすることができる。
以上は、一定の走査ピッチで走査機構を駆動する場合を考えた。しかし、走査ピッチが一定でない場合のM個の走査位置Pj(j=0,1,・・・,M−1)が、走査ピッチが一定である走査ピッチ(p2/M)の場合のM個の走査位置Pk(k=0,1,・・・M−1)と等価になるように走査機構を駆動することもできる。これには、第2の吸収型格子32のM個の走査位置Pj(j=0,1,・・・M−1)における各画素40の信号値Ij(x)が、M個の走査位置Pk(k=0,1,・・・M−1)における各画素40の信号値Ik(x)と順不同で1対1で対応するような走査位置を選べばよい。例えば、各走査位置Pj(j=0,1,・・・,M−1)が、式(5A)を満たすようにすればよい。ただし、P0は初期位置、njはnj≠0なる任意の整数である。
なお、式(5A)を満たす各走査位置間の距離は、格子ピッチp2よりも大きいため、式(1A)が満たされることは明らかである。
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の構成を示す。
X線撮影システム60は、被検体(患者)Hを臥位状態で撮影するX線診断装置であって、X線源11及び撮影部12の他に、被検体Hを寝載するベッド61を備える。X線源11及び撮影部12は、上記実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、上記実施形態と同一の符号を付している。以下、上記実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記実施形態と同様であるため説明は省略する。
本実施形態では、撮影部12は、被検体Hを介してX線源11に対向するように、天板62の下面側に取り付けられている。一方のX線源11は、X線源保持装置14によって保持されており、X線源11の角度変更機構(図示せず)によりX線照射方向が下方向とされている。X線源11は、この状態で、ベッド61の天板62に寝載された被検体HにX線を照射する。X線源保持装置14は、支柱部14bの伸縮によりX線源11の上下動を可能とするため、この上下動により、X線焦点18bからFPD30の検出面までの距離を調整することができる。
前述のように、撮影部12は、第1の吸収型格子31と第2の吸収型格子32との間の距離L2を短くすることができ、薄型化が可能であるため、ベッド61の天板62を支持する脚部63を短くし、天板62の位置を低くすることができる。例えば、撮影部12を薄型化し、天板62の位置を、被検体(患者)Hが容易に腰掛けられる程度の高さ(例えば、床上40cm程度)とすることが好ましい。また、天板62の位置を低くすることは、X線源11から撮影部12までの十分な距離を確保するうえでも好ましい。
なお、上記X線源11と撮影部12との位置関係とは逆に、X線源11をベッド61に取り付け、撮影部12を天井側に設置することで、被検体Hの臥位撮影を行うことも可能である。
図13及び図14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。
X線撮影システム70は、被検体(患者)Hを立位状態及び臥位状態で撮影することを可能とするX線診断装置であって、X線源11及び撮影部12が、旋回アーム71によって保持されている。この旋回アーム71は、基台72に旋回可能に連結されている。X線源11及び撮影部12は、上記実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第1実施形態と同一の符号を付している。以下、上記実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記実施形態と同様であるため説明は省略する。
旋回アーム71は、ほぼU字状の形状をしたU字状部71aと、このU字状部71aの一端に接続された直線状の直線状部71bとからなる。U字状部71aの他端には、撮影部12が取り付けられている。直線状部71bには、その延伸方向に沿って第1の溝73が形成されており、この第1の溝73に、X線源11が摺動自在に取り付けられている。X線源11と撮影部12とは対向しており、X線源11を第1の溝73に沿って移動させることにより、X線焦点18bからFPD30の検出面までの距離を調整することができる。
また、基台72には、上下方向に延伸した第2の溝74が形成されている。旋回アーム71は、U字状部71aと直線状部71bとの接続部に設けられた連結機構75により、第2の溝74に沿って上下方向に移動自在となっている。また、旋回アーム71は、連結機構75により、y方向に沿う回転軸Cを中心として旋回可能となっている。図11に示す立位撮影状態から、旋回アーム71を、回転軸Cを中心として時計回りに90°回動させるとともに、被検体Hを寝載するベッド(図示せず)の下に撮影部12を配置することで、臥位撮影が可能となる。なお、旋回アーム71は、90°の回動に限られず、任意の角度の回動を行うことができ、立位撮影(水平方向)及び臥位撮影(上下方向)以外の方向での撮影が可能である。
本実施形態では、旋回アーム71でX線源11及び撮影部12を保持しているため、上記実施形態と比べて、X線源11から撮影部12までの距離を容易かつ精度よく設定することができる。
なお、本実施形態では、U字状部71aに撮影部12を配設し、直線状部71bにX線源11を配設しているが、いわゆるCアームを用いたX線診断装置のように、Cアームの一端に撮影部12を配設し、該Cアームの他端にX線源11を配設するようにしてもよい。
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。
本発明をマンモグラフィ(X線乳房撮影)に適用した、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。
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。
なお、X線源11及び撮影部12は、上記実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、上記実施形態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、上記実施形態と同様であるため説明は省略する。
図16は、図15の放射線撮影システムの変形例の構成を示す。
マンモグラフィ装置90は、第1の吸収型格子31がX線源11と圧迫板84との間に配設されている点のみが上記第4実施形態のマンモグラフィ装置80と異なる。第1の吸収型格子31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、第1の吸収型格子
31を備えず、FPD30、第2の吸収型格子32、及び走査機構33により構成されている。
31を備えず、FPD30、第2の吸収型格子32、及び走査機構33により構成されている。
このように、被検体(乳房)Bが第1の吸収型格子31と第2の吸収型格子32との間に位置する場合であっても、第2の吸収型格子32の位置に形成される第1の吸収型格子31の投影像(G1像)が被検体Bにより変形する。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、本実施形態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。
本実施形態では、第1の吸収型格子31による遮蔽により、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、上記第4実施形態の場合の約半分に低減することができる。なお、本実施形態のように、第1の吸収型格子31と第2の吸収型格子32との間に被検体を配置することは、マンモグラフィ装置に限られず、他のX線撮影システムに適用することが可能である。
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の構成を示す。
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、上記実施形態のX線撮影システム10と異なる。その他の構成については、上記実施形態と同一であるので説明は省略する。
上記実施形態では、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(1〜2m)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G1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。本実施形態では、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103を配置している。
マルチスリット103は、撮影部12に設けられた第1及び第2の吸収型格子31,32と同様な構成の吸収型格子(すなわち、第3の吸収型格子)であり、一方向(本実施形態では、y方向)に延伸した複数のX線遮蔽部が、第1及び第2の吸収型格子31,32のX線遮蔽部31b,32bと同一方向(本実施形態では、x方向)に周期的に配列されている。このマルチスリット103は、X線源11からの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、x方向に多数の点光源(分散光源)を形成することを目的としている。
このマルチスリット103の格子ピッチp3は、マルチスリット103から第1の吸収型格子31までの距離をL3として、次式(19)を満たすように設定する必要がある。
また、本実施形態では、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、第2の吸収型格子32の格子ピッチp2及び間隔d2は、次式(20)及び(21)の関係を満たすように決定される。
また、本実施形態では、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、マルチスリット103からFPD30の検出面までの距離をL’とすると、第1及び第2の吸収型格子31,32のX線遮蔽部31b,32bの厚みh1,h2は、次式(22)及び(23)を満たすように決定される。
上記式(19)は、マルチスリット103により分散形成された各点光源から射出されたX線の第1の吸収型格子31による投影像(G1像)が、第2の吸収型格子32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。このように、本実施形態では、マルチスリット103により形成される複数の点光源に基づくG1像が重ね合わせられることにより、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。
なお、以上説明したマルチスリット103は、上記いずれの実施形態においても適用可能である。
図18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、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り、図19は、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。
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。
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個の走査位置Pk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。
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21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。
なお、被写体がない状態で撮影(プレ撮影)して取得される画像群から、吸収像を作成するようにしてもよい。この吸収像は、検出系の透過率ムラを反映している(グリッドの透過率ムラ、線量検出器の吸収の影響等の情報が含まれている)。そこで、この画像から、検出系の透過率ムラを補正するための補正係数マップを作成することが出来る。被写体がある状態で撮影(メイン撮影)して取得される画像群から、吸収像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の透過率ムラを補正した、被写体の吸収像を得ることが出来る。
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。
なお、被写体がない状態で撮影(プレ撮影)して取得される画像群から、小角散乱画像を作成するようにしてもよい。この小角散乱画像は、検出系の振幅値ムラを反映している(グリッドのピッチ不均一性、開口率不均一性、グリッド間の相対位置ズレによる不均一性等の情報が含まれている)。そこで、この画像から、検出系の振幅値ムラを補正するための補正係数マップを作成することが出来る。被写体がある状態で撮影(メイン撮影)して取得される画像群から、小角散乱画像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の振幅値ムラを補正した、被写体の小角散乱画像を得ることが出来る。
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。
(1)以上、説明したように、本明細書には、放射線の進行方向に配置される第1の格子と、前記第1の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の走査位置におかれる第2の格子と、前記第2の格子を移動させ、前記複数の走査位置に置く走査機構と、前記第2の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出し、前記複数の走査位置に応じた複数の画像を取得する放射線画像検出器を備え、前記第2の格子の複数の走査位置が、Plを第2の格子のl回走査後の走査位置、p2を第2の格子の格子ピッチ及び、Mを第1の格子に対する第2の格子の複数の走査位置の個数として、条件式(1A)を満足する放射線撮影装置が開示されている。
(2)(1)に記載の放射線撮影装置であって、前記走査機構は、前記複数の走査位置の距離間隔が互いに等しくなるような、一定の走査ピッチで前記第2の格子を移動させる放射線撮影装置が開示されている。
(3)(2)に記載の放射線撮影装置であって、p2’を前記第2の格子の走査ピッチ及び、mをm>1かつMと互いに素である正の整数であるとして、条件式(2A)を満足する放射線撮影装置が開示されている。
(4)(3)に記載の放射線撮影装置であって、p2''を前記第2の格子の走査ピッチとして、条件式(3A)を満足する放射線撮影装置が開示されている。
(5)(4)に記載の放射線撮影装置であって、nを正の整数として、条件式(4A)を満足する放射線撮影装置。
(6)(1)に記載の放射線撮影装置であって、P0を第2の格子の初期位置、Pjを第2の格子の各走査位置及び、njをnj≠0なる任意の整数として、条件式(5A)を満足する放射線撮影装置が開示されている。
(7)(1)から(6)のいずれか1つに記載の放射線撮影装置であって、前記放射線源から出射される放射線を領域選択的に通過させて、前記第1の格子に出射する第3の格子を更に備える放射線撮影装置が開示されている。
(8)また、(1)から(7)のいずれか1つに記載の放射線撮影装置と、前記放射線画像検出器で取得される前記複数の画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算部を、備える放射線撮影システムが開示されている。
11 X線源
20 制御装置
30 フラットパネル検出器(FPD)
31 第1の吸収型格子
32 第2の吸収型格子
33 走査機構
20 制御装置
30 フラットパネル検出器(FPD)
31 第1の吸収型格子
32 第2の吸収型格子
33 走査機構
Claims (8)
- 放射線の進行方向に配置される第1の格子と、
前記第1の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の走査位置におかれる第2の格子と、
前記第2の格子を移動させ、前記複数の走査位置に置く走査機構と、
前記第2の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出し、前記複数の走査位置に応じた複数の画像を取得する放射線画像検出器を備え、
前記第2の格子の複数の走査位置が、以下の条件式(1A)を満足する放射線撮影装置。
ただし、
Pl:l回走査後の第2の格子の走査位置
p2:第2の格子の格子ピッチ
M:第1の格子に対する第2の格子の複数の走査位置の個数
とする。 - 請求項1に記載の放射線撮影装置であって、
前記走査機構は、前記複数の走査位置の距離間隔が互いに等しくなるような、一定の走査ピッチで前記第2の格子を移動させる放射線撮影装置。 - 請求項1から6のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
前記放射線源から出射される放射線を領域選択的に通過させて、前記第1の格子に出射する第3の格子をさらに備える放射線撮影装置。 - 請求項1から7のいずれか一項に記載の放射線撮影装置と、
前記放射線画像検出器で取得される前記複数の画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算部を、
備える放射線撮影システム。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2010283871A JP2012130452A (ja) | 2010-12-20 | 2010-12-20 | 放射線撮影装置及び放射線撮影システム |
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Family Applications (1)
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JP2010283871A Pending JP2012130452A (ja) | 2010-12-20 | 2010-12-20 | 放射線撮影装置及び放射線撮影システム |
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-
2010
- 2010-12-20 JP JP2010283871A patent/JP2012130452A/ja active Pending
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