JP2014138626A - Radiographic apparatus and method for controlling the same - Google Patents

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温之 橋本
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裕康 石井
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To make it possible to prevent deterioration of image quality of a subject part caused by change of the Talbot distance.SOLUTION: A system control unit 18 comprises a first energy spectrum determination unit, a subject transmissivity determination unit, a second energy spectrum determination unit, and a Talbot distance calculation unit. The first energy spectrum determining unit determines a first energy spectrum of an X-ray prior to incidence on a subject H on the basis of a preset value for the tube voltage of an X-ray source 11. The subject transmissivity determination unit determines the transmissivity to X-rays of the subject H on the basis of the type of the subject H. The second energy spectrum determination unit determines a second energy spectrum by multiplying the first energy spectrum by the transmissivity. The Talbot distance calculation unit determines the center wavelength corresponding to the center energy of the second energy spectrum to calculate the Talbot distance. The system control unit 18 controls first and second position adjustment units 24, 25, and sets the distance between first and second lattices 21, 22 to the Talbot distance.

Description

本発明は、格子を用いて位相イメージングを行う放射線撮影装置及びその制御方法に関する。   The present invention relates to a radiation imaging apparatus that performs phase imaging using a grating and a control method thereof.
放射線、例えば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。   Radiation, such as X-rays, has a characteristic that it attenuates depending on the atomic number of the elements constituting the substance, and the density and thickness of the substance, so it is used as a probe for seeing through the inside of the subject. Yes. X-ray imaging is widely used in fields such as medical diagnosis and non-destructive inspection.
一般的なX線撮影装置では、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。   In a general X-ray imaging apparatus, a subject is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects X-rays, and a transmission image of the subject is taken. In this case, the X-rays emitted from the X-ray source toward the X-ray image detector correspond to the difference in the characteristics (atomic number, density, thickness) of the substances existing on the path to the X-ray image detector. After receiving a certain amount of attenuation (absorption), it enters the pixel of the X-ray image detector. As a result, an X-ray absorption image of the subject is detected and imaged by the X-ray image detector. As an X-ray image detector, in addition to a combination of an X-ray intensifying screen and a film and a stimulable phosphor, a flat panel detector (FPD) using a semiconductor circuit is 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線吸収像に十分な濃淡(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線吸収能の差が小さいため、コントラストが得られにくい。   However, since the X-ray absorption ability is lower as a substance composed of an element having a smaller atomic number, there is a problem that a soft tissue or soft material of a living body cannot obtain a sufficient contrast (contrast) in an X-ray absorption image. For example, most of the components of the cartilage portion constituting the joint of the human body and the joint fluid in the vicinity thereof are water, and the difference in the X-ray absorption capacity between them is small, so that it is difficult to obtain contrast.
近年、被検体のX線吸収能の違いによるX線の強度変化に代えて、被検体の屈折率の違いによるX線の位相変化に基づいた位相コントラスト画像を得るX線位相イメージングの開発が進められている。この位相変化に基づいた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取得することができる。   In recent years, the development of X-ray phase imaging that obtains a phase contrast image based on a phase change of X-rays due to a difference in the refractive index of the subject instead of a change in X-ray intensity due to a difference in the X-ray absorption ability of the subject has been advanced. It has been. In X-ray phase imaging based on this phase change, a high-contrast image can be acquired even for a weakly absorbing object with low X-ray absorption capability.
このようなX線位相イメージングを可能とするX線撮影装置として、X線源とX線画像検出器との間に、第1及び第2の格子を所定の間隔で平行に配置し、第1の格子によるタルボ効果によって第2の格子の位置に自己像を形成し、この自己像を第2の格子により部分的に遮蔽してX線画像検出器で検出することにより生成された画像データに基づいて位相コントラスト画像を取得するX線撮影装置が提案されている(例えば、特許文献1,2参照)。   As an X-ray imaging apparatus capable of such X-ray phase imaging, first and second gratings are arranged in parallel at a predetermined interval between an X-ray source and an X-ray image detector. A self-image is formed at the position of the second grating by the Talbot effect by the grating of, and the self-image is partially shielded by the second grating and detected by the X-ray image detector. An X-ray imaging apparatus that acquires a phase contrast image based on this has been proposed (see, for example, Patent Documents 1 and 2).
上記自己像は、第1の格子の位置から下流に所定の距離だけ離れた位置に形成され、この距離はタルボ距離と呼ばれている。タルボ効果を利用したX線撮影装置では、第1の格子と第2の格子との間隔をタルボ距離に設定する必要がある。このタルボ距離は、X線源から放射されるX線の波長に依存する。第1の格子と第2の格子との間隔がタルボ距離からずれると画質の低下を招くため、特許文献2では、X線源の管電圧に応じて、第1及び第2の格子の位置調整を行うことが提案されている。   The self-image is formed at a position separated by a predetermined distance downstream from the position of the first grating, and this distance is called a Talbot distance. In an X-ray imaging apparatus using the Talbot effect, it is necessary to set the distance between the first grating and the second grating to the Talbot distance. This Talbot distance depends on the wavelength of X-rays emitted from the X-ray source. If the distance between the first grating and the second grating deviates from the Talbot distance, the image quality deteriorates. Therefore, in Patent Document 2, the positions of the first and second gratings are adjusted according to the tube voltage of the X-ray source. Has been proposed to do.
特開2008−200361号公報JP 2008-200361 A 再表2008/102598号公報No. 2008/102598
しかしながら、タルボ距離は、第1の格子に入射するX線の波長によって決まるため、X線源と第1の格子との間に被検体を配置した場合には、被検体での相互作用(吸収や散乱)によって被検体透過後のX線の波長が変化し、被検体に対応する部分でタルボ距離が変化することにより、肝心な被検体部分の画質が劣化するといった問題がある。   However, since the Talbot distance is determined by the wavelength of X-rays incident on the first grating, when the subject is placed between the X-ray source and the first grating, the interaction (absorption) in the subject. The wavelength of the X-rays after passing through the subject changes due to the scattering of the subject, and the Talbot distance changes in the portion corresponding to the subject, so that there is a problem that the image quality of the important subject portion deteriorates.
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、タルボ効果を利用した放射線撮影装置において、タルボ距離の変化による被検体部分の画質劣化を防止することを可能とする放射線撮影装置及びその制御方法を提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of the above problems, and in a radiographic apparatus using the Talbot effect, a radiographic apparatus capable of preventing image quality deterioration of a subject portion due to a change in Talbot distance and control thereof It aims to provide a method.
上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第1の周期パターン像を生成する第1の格子と、前記第1の格子に対向配置され、前記第1の周期パターン像を部分的に遮蔽して第2の周期パターン像を生成する第2の格子と、前記第1及び第2の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、前記放射線源と前記第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定する制御部と、を備えることを特徴とする。   In order to achieve the above object, a radiation imaging apparatus of the present invention passes a radiation emitted from a radiation source and generates a first periodic pattern image by the Talbot effect, and the first grating Adjusting the position of at least one of the first and second gratings, a second grating disposed opposite to the grating and partially shielding the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image A position adjustment unit that detects the second periodic pattern image to generate image data, a phase differential image generation unit that generates a phase differential image based on the image data, and the radiation source And the first grating and the second grating by controlling the position adjustment unit based on a parameter related to the wavelength of radiation after passing through the subject arranged between the first grating and the first grating. The distance between Characterized in that it comprises a control unit for setting the Talbot distance caused by radiation after passing through the sample.
前記制御部は、前記放射線源から放射される放射線の特性に関連する第1のパラメータと、被検体の種別を表す第2のパラメータとにより決定されるタルボ距離に基づいて前記位置調整部を制御する。前記第1のパラメータは、前記放射線源の管電圧の設定値である。   The control unit controls the position adjusting unit based on a Talbot distance determined by a first parameter related to characteristics of radiation emitted from the radiation source and a second parameter representing the type of subject. To do. The first parameter is a set value of the tube voltage of the radiation source.
前記制御部は、前記第1のパラメータに基づき、被検体に入射する前の放射線の第1のエネルギスペクトルを決定する第1のエネルギスペクトル決定部と、前記第2のパラメータに基づき、放射線の被検体の透過率を決定する被検体透過率決定部と、前記第1のエネルギスペクトルに前記透過率を掛け合わせることにより第2のネルギスペクトルを決定する第2のエネルギスペクトル決定部と、前記第2のネルギスペクトルの中心エネルギに対応する中心波長を算出し、この中心波長からタルボ距離を算出するタルボ距離算出部と、を備える。   The control unit is configured to determine a first energy spectrum determining unit that determines a first energy spectrum of radiation before entering the subject based on the first parameter, and based on the second parameter. A subject transmittance determining unit that determines the transmittance of the sample, a second energy spectrum determining unit that determines a second energy spectrum by multiplying the first energy spectrum by the transmittance, and the second A Talbot distance calculating unit that calculates a center wavelength corresponding to the center energy of the energy spectrum and calculates a Talbot distance from the center wavelength.
前記被検体透過率決定部は、被検体に対応する線減弱係数と、被検体の厚みとに基づいて前記透過率を決定する。   The subject transmittance determining unit determines the transmittance based on a linear attenuation coefficient corresponding to the subject and the thickness of the subject.
前記放射線源から放射される放射線はコーンビーム状であり、前記位置調整部は、前記第1の格子の位置を調整する第1の位置調整部と、前記第2の格子の位置を調整する第2の位置調整部とからなり、前記制御部は、前記第1及び第2の位置調整部を制御することにより、前記放射線源と前記第1の格子との間の距離と、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離とをそれぞれ設定する。   The radiation emitted from the radiation source has a cone beam shape, and the position adjusting unit adjusts the position of the first grating and the first position adjusting part for adjusting the position of the first grating. The position adjustment unit, and the control unit controls the first and second position adjustment units to control the distance between the radiation source and the first grating, and the first position adjustment unit. A distance between the grating and the second grating is set.
本発明の放射線撮影装置は、前記位相微分画像を、前記第1及び第2の格子の格子線に直交する方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備える。   The radiation imaging apparatus of the present invention includes a phase contrast image generation unit that generates a phase contrast image by integrating the phase differential image along a direction orthogonal to the lattice lines of the first and second gratings. .
前記第1の格子に対する前記第2の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成し、前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。   Scanning means for changing the relative position of the second grating with respect to the first grating and sequentially setting a plurality of scanning positions, and the radiation image detector includes the second periodic pattern image at each scanning position. The phase differential image generation unit generates a phase differential image based on a plurality of image data generated by the radiation image detector.
本発明の放射線撮影装置は、前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備える。   The radiation imaging apparatus of the present invention includes a multi-slit that partially blocks the radiation emitted from the radiation source and disperses the focal point.
本発明の放射線撮影装置の制御方法は、放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第1の周期パターン像を生成する第1の格子と、前記第1の格子に対向配置され、前記第1の周期パターン像を部分的に遮蔽して第2の周期パターン像を生成する第2の格子と、前記第1及び第2の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えた放射線撮影装置の制御方法において、前記放射線源と前記第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定する。   In the method for controlling a radiographic apparatus according to the present invention, a radiation emitted from a radiation source is allowed to pass, and a first grating that generates a first periodic pattern image by the Talbot effect is disposed opposite to the first grating. A second grating that partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image, and a position adjusting unit that adjusts a position of at least one of the first and second gratings. Control of a radiation imaging apparatus comprising: a radiation image detector that detects the second periodic pattern image and generates image data; and a phase differential image generation unit that generates a phase differential image based on the image data In the method, the position adjustment unit is controlled based on a parameter related to a wavelength of radiation after passing through an object disposed between the radiation source and the first grating, and the first grating and Above The distance between the second grating is set to Talbot distance caused by radiation after passage through the object.
本発明によれば、放射線源と第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて位置調整部を制御して、第1の格子と第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定するので、被検体部分の画質劣化を防止することができる。   According to the present invention, the position adjustment unit is controlled based on the parameter related to the wavelength of the radiation after passing through the subject arranged between the radiation source and the first grating, and the first grating and the first grating are controlled. Since the distance between the two grids is set to the Talbot distance generated by the radiation after passing through the subject, image quality deterioration of the subject portion can be prevented.
X線撮影装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of an X-ray imaging apparatus. X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 a X-ray image detector. 第1及び第2の格子の構成を示す概略側面図である。It is a schematic side view which shows the structure of the 1st and 2nd grating | lattice. 第2の格子の並進移動を説明する図である。It is a figure explaining the translational movement of a 2nd grating | lattice. 強度変調信号を例示するグラフである。It is a graph which illustrates an intensity modulation signal. システム制御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 a system control part. 第1及び第2のエネルギスペクトルを例示するグラフである。It is a graph which illustrates the 1st and 2nd energy spectrum.
(第1の実施形態)
図1において、X線撮影装置10は、X線源11、撮影部12、メモリ13、画像処理部14、画像記録部15、撮影制御部16、コンソール17、及びシステム制御部18を備えている。X線源11は、例えば、回転陽極型のX線管と、X線の照射野を制限するコリメータとを有し、被検体Hに向けてX線を放射する。
(First embodiment)
In FIG. 1, an X-ray imaging apparatus 10 includes an X-ray source 11, an imaging unit 12, a memory 13, an image processing unit 14, an image recording unit 15, an imaging control unit 16, a console 17, and a system control unit 18. . The X-ray source 11 includes, for example, a rotary anode type X-ray tube and a collimator that limits an X-ray irradiation field, and emits X-rays toward the subject H.
撮影部12は、X線画像検出器20と、第1及び第2の格子21,22とからなる。第1及び第2の格子21,22は、吸収型格子であり、X線照射方向であるz方向に関してX線源11に対向配置されている。X線源11と第1の格子21との間には、被検体Hが配置可能な間隔が設けられている。X線画像検出器20は、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第2の格子22の背後に、検出面20aがz方向に直交するように配置されている。   The imaging unit 12 includes an X-ray image detector 20 and first and second gratings 21 and 22. The first and second gratings 21 and 22 are absorption gratings, and are disposed to face the X-ray source 11 with respect to the z direction that is the X-ray irradiation direction. A space is provided between the X-ray source 11 and the first grating 21 so that the subject H can be arranged. The X-ray image detector 20 is a flat panel detector using a semiconductor circuit, and is disposed behind the second grating 22 so that the detection surface 20a is orthogonal to the z direction.
第1の格子21は、z方向に直交する格子面内の一方向であるy方向に延伸された複数のX線吸収部21a及びX線透過部21bを備えている。X線吸収部21a及びX線透過部21bは、z方向及びy方向に直交するx方向に沿って交互に配列されており、縞状のパターンを形成している。第2の格子22は、第1の格子21と同様にy方向に延伸され、かつx方向に沿って交互に配列された複数のX線吸収部22a及びX線透過部22bを備えている。X線吸収部21a,22aは、金(Au)、白金(Pt)等のX線吸収性を有する金属からなる。X線透過部21b,22bは、シリコン(Si)や樹脂等のX線透過性を有する材料からなる。   The first grating 21 includes a plurality of X-ray absorption parts 21a and X-ray transmission parts 21b that are extended in the y direction, which is one direction in the grating plane orthogonal to the z direction. The X-ray absorption part 21a and the X-ray transmission part 21b are alternately arranged along the x direction orthogonal to the z direction and the y direction, forming a striped pattern. Similar to the first grating 21, the second grating 22 includes a plurality of X-ray absorbing parts 22a and X-ray transmitting parts 22b that are extended in the y direction and are alternately arranged along the x direction. The X-ray absorption parts 21a and 22a are made of a metal having X-ray absorption such as gold (Au) or platinum (Pt). The X-ray transmission portions 21b and 22b are made of a material having X-ray transmission properties such as silicon (Si) or resin.
X線源11から放射されるX線は、第1の格子21を通過するX線にタルボ効果を発生させうるだけの空間干渉性を有する。第1の格子21は、X線源11から放射されたX線を部分的に通過させ、タルボ効果によりタルボ距離だけ離れた位置に自己像(第1の周期パターン像)を生成する。第2の格子22は、第1の格子21により生成された第1の周期パターン像(以下、G1像という)を部分的に透過させて第2の周期パターン像(以下、G2像という)を生成する。G1像は、第2の格子22の格子パターンとほぼ一致する。   X-rays radiated from the X-ray source 11 have a spatial coherence sufficient to generate a Talbot effect on the X-rays passing through the first grating 21. The first grating 21 partially transmits X-rays emitted from the X-ray source 11 and generates a self-image (first periodic pattern image) at a position separated by the Talbot distance due to the Talbot effect. The second grating 22 partially transmits the first periodic pattern image (hereinafter referred to as G1 image) generated by the first grating 21 and transmits the second periodic pattern image (hereinafter referred to as G2 image). Generate. The G1 image substantially matches the lattice pattern of the second lattice 22.
X線画像検出器20は、G2像を検出して画像データを生成する。メモリ13は、X線画像検出器20から読み出された画像データを一時的に記憶する。画像処理部14は、位相微分画像生成部14aと位相コントラスト画像生成部14bとにより構成されている。位相微分画像生成部14aは、メモリ13に記憶された画像データに基づいて位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部14bは、位相微分画像に基づいて位相コントラスト画像を生成する。画像記録部15は、位相微分画像や位相コントラスト画像を記録する。撮影制御部16は、X線源11及び撮影部12の制御を行う。   The X-ray image detector 20 detects the G2 image and generates image data. The memory 13 temporarily stores the image data read from the X-ray image detector 20. The image processing unit 14 includes a phase differential image generation unit 14a and a phase contrast image generation unit 14b. The phase differential image generation unit 14 a generates a phase differential image based on the image data stored in the memory 13. The phase contrast image generation unit 14b generates a phase contrast image based on the phase differential image. The image recording unit 15 records a phase differential image and a phase contrast image. The imaging control unit 16 controls the X-ray source 11 and the imaging unit 12.
撮影部12には、第2の格子22をx方向に並進移動させ、第1の格子21に対する第2の格子22の相対位置を変更する走査機構23が設けられている。走査機構23は、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。走査機構23は、後述する縞走査の際に、撮影制御部16の制御に基づいて駆動される。詳しくは後述するが、メモリ13には、縞走査の各走査位置でX線画像検出器20により撮影される画像データがそれぞれ記憶される。   The imaging unit 12 is provided with a scanning mechanism 23 that translates the second grating 22 in the x direction and changes the relative position of the second grating 22 with respect to the first grating 21. The scanning mechanism 23 is configured by an actuator such as a piezoelectric element. The scanning mechanism 23 is driven based on the control of the imaging control unit 16 at the time of stripe scanning described later. As will be described in detail later, the memory 13 stores image data photographed by the X-ray image detector 20 at each scanning position of fringe scanning.
また、撮影部12には、第1の格子21のz方向に関する位置を調整する第1の位置調整部24と、第2の格子22のz方向に関する位置を調整する第2の位置調整部25とが設けられている。   The imaging unit 12 includes a first position adjusting unit 24 that adjusts the position of the first grating 21 in the z direction, and a second position adjusting unit 25 that adjusts the position of the second grating 22 in the z direction. And are provided.
コンソール17は、撮影条件(管電圧、被検体Hの種別等)の設定や撮影実行指示等の操作を可能とする操作部17aと、撮影情報や、位相微分画像、位相コントラスト画像等の表示を行うモニタ17bを備えている。システム制御部18は、操作部17aから入力される信号に応じて各部を統括的に制御する。   The console 17 displays an imaging unit, a phase differential image, a phase contrast image, and the like, and an operation unit 17a that enables operations such as setting of imaging conditions (tube voltage, type of subject H, etc.) and an imaging execution instruction. A monitor 17b is provided. The system control unit 18 comprehensively controls each unit in accordance with a signal input from the operation unit 17a.
図2において、X線画像検出器20は、入射X線によりアモルファスセレン(a−Se)等の半導体膜に生じた電荷を収集する画素電極31と、画素電極31によって収集された電荷を読み出すためのTFT(Thin Film Transistor)32とを備えた画素30が2次元状に多数配列されたものである。また、X線画像検出器20は、画素30の行ごとに設けられたゲート走査線33と、各ゲート走査線33にTFT32をオンオフするための走査信号を付与する走査回路34と、画素30の列ごとに設けられた信号線35と、信号線35を介して画素30から電荷を読み出し、画像データに変換して出力する読み出し回路36とから構成されている。なお、各画素30の詳細な層構成については、特開2002−26300号公報に記載されている層構成と同様である。   In FIG. 2, an X-ray image detector 20 collects charges generated in a semiconductor film such as amorphous selenium (a-Se) by incident X-rays, and reads out the charges collected by the pixel electrodes 31. A plurality of pixels 30 each having a thin film transistor (TFT) 32 are two-dimensionally arranged. The X-ray image detector 20 includes a gate scanning line 33 provided for each row of the pixels 30, a scanning circuit 34 that applies a scanning signal for turning on and off the TFT 32 to each gate scanning line 33, A signal line 35 is provided for each column, and a readout circuit 36 that reads out charges from the pixels 30 via the signal lines 35, converts the charges into image data, and outputs the image data. The detailed layer configuration of each pixel 30 is the same as the layer configuration described in JP-A-2002-26300.
読み出し回路36は、積分アンプ、A/D変換器、補正回路(いずれも図示せず)等により構成されている。積分アンプは、各画素30から信号線35を介して出力された電荷を積分して画像信号を生成する。A/D変換器は、積分アンプにより生成された画像信号を、デジタル形式の画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ13に入力する。     The readout circuit 36 includes an integration amplifier, an A / D converter, a correction circuit (none of which is shown), and the like. The integrating amplifier integrates the charges output from each pixel 30 through the signal line 35 to generate an image signal. The A / D converter converts the image signal generated by the integrating amplifier into digital image data. The correction circuit performs dark current correction, gain correction, linearity correction, and the like on the image data, and inputs the corrected image data to the memory 13.
X線画像検出器20は、入射X線を電荷に直接変換する直接変換型に限られず、ヨウ化セシウム(CsI)やガドリウムオキシサルファイド(GOS)等のシンチレータで入射X線を可視光に変換し、可視光をフォトダイオードで電荷に変換する間接変換型であってもよい。さらに、TFTに代えて、CMOSセンサ等を用いることも可能である。   The X-ray image detector 20 is not limited to a direct conversion type that directly converts incident X-rays into electric charges, but converts incident X-rays into visible light with a scintillator such as cesium iodide (CsI) or gadolinium oxysulfide (GOS). Alternatively, an indirect conversion type in which visible light is converted into electric charge by a photodiode may be used. Further, a CMOS sensor or the like can be used instead of the TFT.
図3において、X線源11から照射されるX線は、X線焦点11aを発光点としたコーンビームである。第1の格子21によりG1像は、第1の格子21から下流にタルボ距離Zだけ離れた位置に生じる。第1の格子21の格子ピッチp、第2の格子22の格子ピッチp、第1の格子21に入射するX線の波長λ、正の整数mを用いて、タルボ距離Zは、下式(1)で表される。 In FIG. 3, the X-rays emitted from the X-ray source 11 are cone beams having the X-ray focal point 11a as a light emission point. G1 image by the first grating 21, resulting from the first grating 21 in a position apart Talbot distance Z m downstream. The grating pitch p 1 of the first grating 21, the grating pitch p 2 of the second grating 22, the X-ray wavelength λ incident on the first grating 21, with the positive integer m, the Talbot distance Z m, It is represented by the following formula (1).
G1像は、X線焦点11aからの距離に比例して拡大される。G1像が第2の格子22の格子パターンとほぼ一致するには、X線焦点11aと第1の格子21との間の距離をL、第1の格子21と第2の格子22との間の距離をLとして、第1の格子21の格子ピッチp、第2の格子22の格子ピッチpは、下式(2)をほぼ満たす必要がある。 The G1 image is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 11a. In order for the G1 image to substantially match the grating pattern of the second grating 22, the distance between the X-ray focal point 11 a and the first grating 21 is set to L 1 , and the distance between the first grating 21 and the second grating 22 is the distance between the L 2, the grating pitch p 1 of the first grating 21, the grating pitch p 2 of the second grating 22, it is necessary to satisfy the following expression (2) approximately.
本実施形態では、m=1とし、上式(1)に基づき、L=Zを満たすように距離Lを設定するとともに、上式(2)に基づいて距離Lを設定する。距離L,Lの設定は、前述の第1及び第2の位置調整部24,25により行われる。 In the present embodiment, m = 1 is set, the distance L 2 is set so as to satisfy L 2 = Z 1 based on the above formula (1), and the distance L 1 is set based on the above formula (2). The distances L 1 and L 2 are set by the first and second position adjusting units 24 and 25 described above.
X線源11から照射されたX線は、被検体Hを透過する際に被検体Hにより位相シフトが生じるので、第1の格子21に入射するX線の波面が歪み、これに応じてG1像が変形する。G2像にはモアレ縞が生じるが、このモアレ縞は被検体Hにより変調を受けている。この変調量は、被検体Hにより屈折したX線の屈折角に比例している。したがって、G2像をX線画像検出器20で検出し、X線画像検出器20により生成された画像データを解析することにより、被検体Hの位相情報を取得することができる。   The X-ray irradiated from the X-ray source 11 undergoes a phase shift due to the subject H when passing through the subject H, so that the wavefront of the X-ray incident on the first grating 21 is distorted, and G1 is accordingly generated. The image is deformed. Moire fringes occur in the G2 image, but the moire fringes are modulated by the subject H. This modulation amount is proportional to the refraction angle of the X-ray refracted by the subject H. Therefore, the phase information of the subject H can be acquired by detecting the G2 image with the X-ray image detector 20 and analyzing the image data generated by the X-ray image detector 20.
本実施形態では、被検体Hの位相情報を取得するために縞走査法を用いる。縞走査法では、第1及び第2の格子21,22の一方を他方に対して相対的にx方向に並進移動(走査)させながら、所定の複数の走査位置でG2像の撮影を行う。本実施形態では、第1の格子21を固設し、走査機構23により第2の格子22をx方向に移動させる。G2像に生じるモアレ縞は、第2の格子22の移動に伴って移動しx方向への移動距離が第2の格子22の格子周期(格子ピッチp)に達すると元の位置に戻る。 In the present embodiment, the fringe scanning method is used to acquire the phase information of the subject H. In the fringe scanning method, a G2 image is taken at a plurality of predetermined scanning positions while one of the first and second gratings 21 and 22 is translated (scanned) in the x direction relative to the other. In the present embodiment, the first grating 21 is fixed, and the second grating 22 is moved in the x direction by the scanning mechanism 23. Moire fringes generated in the G2 image move as the second grating 22 moves, and return to the original position when the moving distance in the x direction reaches the grating period (grating pitch p 2 ) of the second grating 22.
図4は、配列ピッチpをM(2以上の整数)個に分割した値(p/M)を走査ピッチとし、この走査ピッチごとに第2の格子22を並進移動させる様子を模式的に示している。走査機構23は、k=0,1,2,・・・,M−1のM個の各走査位置に、第2の格子22を順に移動させる。 FIG. 4 schematically shows a state in which the value (p 2 / M) obtained by dividing the arrangement pitch p 2 into M (integers of 2 or more) is used as the scanning pitch, and the second grating 22 is translated in each scanning pitch. It shows. The scanning mechanism 23 moves the second grating 22 in order to M scanning positions of k = 0, 1, 2,..., M−1.
k=0の位置では、主として、X線源11から放射され被検体Hにより屈折されなかったX線が第2の格子22を通過する。k=1,2,・・・と順に第2の格子22を移動させていくと、第2の格子22を通過するX線は、被検体Hにより屈折されなかった成分が減少する一方で、被検体Hにより屈折された成分が増加する。特に、k=M/2の位置では、第2の格子22を通過するX線は、ほぼ被検体Hにより屈折された成分のみとなる。k=M/2の位置を超えると、第2の格子22を通過するX線は、被検体Hにより屈折された成分が減少する一方で、被検体Hにより屈折されなかった成分が増加する。   At the position of k = 0, X-rays that are emitted from the X-ray source 11 and are not refracted by the subject H mainly pass through the second grating 22. When the second grating 22 is moved in order of k = 1, 2,..., the components that are not refracted by the subject H are reduced in the X-rays passing through the second grating 22. The component refracted by the subject H increases. In particular, at the position of k = M / 2, the X-ray passing through the second grating 22 is almost only the component refracted by the subject H. When the position exceeds k = M / 2, the component of the X-ray passing through the second grating 22 is refracted by the subject H while the component not refracted by the subject H is increased.
k=0,1,2,・・・,M−1の各走査位置で、X線画像検出器20によりG2像の撮影を行うと、X線画像検出器20により生成されたM枚の画像データがメモリ13に記憶される。   When the G2 image is captured by the X-ray image detector 20 at each scanning position of k = 0, 1, 2,..., M−1, M images generated by the X-ray image detector 20 are captured. Data is stored in the memory 13.
各画素30について得られるM個の画素値は、図5に例示するように、走査位置kに対して周期的に変化する。これを強度変調信号と呼ぶ。同図中の破線は、被検体Hを配置しない状態で得られる強度変調信号を例示している。これに対して、実線は、被検体Hを配置した状態で、被検体Hの影響により位相ズレ量ψ(x,y)が生じた強度変調信号を例示している。ここで、x,yは、画素30の座標を示している。   The M pixel values obtained for each pixel 30 periodically change with respect to the scanning position k as illustrated in FIG. This is called an intensity modulation signal. The broken line in the figure illustrates the intensity modulation signal obtained without the subject H being placed. On the other hand, the solid line illustrates the intensity modulation signal in which the phase shift amount ψ (x, y) is generated due to the influence of the subject H in a state where the subject H is arranged. Here, x and y indicate the coordinates of the pixel 30.
次に、位相ズレ量ψ(x,y)の算出原理について説明する。走査位置kに対する画素値P(x,y)の変化を表す強度変調信号は、一般に下式(3)で表される。 Next, the calculation principle of the phase shift amount ψ (x, y) will be described. The intensity modulation signal representing the change of the pixel value P k (x, y) with respect to the scanning position k is generally represented by the following expression (3).
ここで、Aは入射X線の強度に対応し、Aは強度変調信号の振幅に対応する値である。nは正の整数、iは虚数単位である。 Here, A 0 corresponds to the intensity of the incident X-ray, A n is a value corresponding to the amplitude of the intensity-modulated signal. n is a positive integer and i is an imaginary unit.
格子ピッチpを等分割し、走査ピッチを一定とした場合には、下式(4)が成立する。この関係式を適用すると、位相ズレ量ψ(x,y)は、下式(5)で表される。 The grating pitch p 2 is equally divided, in the case where the scanning pitch is constant, the following equation (4) is satisfied. When this relational expression is applied, the phase shift amount ψ (x, y) is expressed by the following expression (5).
さらに、位相ズレ量ψ(x,y)は、三角関数を用いて下式(6)のように表される。以下、位相ズレ量ψ(x,y)を位相微分値ψ(x,y)と称する。   Further, the phase shift amount ψ (x, y) is expressed by the following equation (6) using a trigonometric function. Hereinafter, the phase shift amount ψ (x, y) is referred to as a phase differential value ψ (x, y).
位相微分画像生成部14aは、縞走査により取得されメモリ13に記憶されたM枚分の画像データに基づき、上式(9)を用いて演算を行うことにより位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部14bは、位相微分画像生成部14aにより生成された位相微分画像をx方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する。   The phase differential image generation unit 14a generates a phase differential image by performing an operation using the above equation (9) based on the M pieces of image data acquired by fringe scanning and stored in the memory 13. The phase contrast image generation unit 14b generates a phase contrast image by integrating the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 14a along the x direction.
システム制御部18は、CPU、RAM、ROM等からなり、図6に示すように、第1のエネルギスペクトル決定部40、被検体透過率決定部41、第2のエネルギスペクトル決定部42、タルボ距離算出部43を構成している。   The system control unit 18 includes a CPU, a RAM, a ROM, and the like. As shown in FIG. 6, the first energy spectrum determination unit 40, the subject transmittance determination unit 41, the second energy spectrum determination unit 42, and the Talbot distance. The calculation unit 43 is configured.
第1のエネルギスペクトル決定部40は、操作部17aにより入力される管電圧の設定値(第1のパラメータ)に基づき、X線源11から放射され、かつ被検体Hに入射する前のX線の第1のエネルギスペクトルI(E)を、図7に示すように決定する。このエネルギスペクトルの決定は、予め記憶された複数のエネルギスペクトルから管電圧の設定値に最も近いものを選択することや、エネルギスペクトルの理論式に基づいて算出を行うことにより行われる。図7は、X線源11から放射される連続X線のエネルギスペクトルを示している。 The first energy spectrum determination unit 40 radiates from the X-ray source 11 and enters the subject H based on the set value (first parameter) of the tube voltage input by the operation unit 17a. The first energy spectrum I 1 (E) is determined as shown in FIG. The determination of the energy spectrum is performed by selecting the one closest to the set value of the tube voltage from a plurality of energy spectra stored in advance, or by calculating based on a theoretical formula of the energy spectrum. FIG. 7 shows the energy spectrum of continuous X-rays emitted from the X-ray source 11.
被検体透過率決定部41は、操作部17aにより入力される被検体Hの種別(第2のパラメータ)に基づき、下式(7)を用いてX線の被検体Hの透過率T(E)を決定する。 The subject transmittance determination unit 41 uses the following equation (7) based on the type (second parameter) of the subject H input by the operation unit 17a, and transmits the transmittance T t ( E) is determined.
ここで、μ(E)は、X線が被検体Hと相互作用(吸収、散乱)することによる減弱度を表す線減弱係数であり、X線のエネルギEに依存する。tは、X線の透過方向(z方向)に関する被検体Hの厚みを表す。被検体透過率決定部41は、被検体Hの種別に応じた線減弱係数μ(E)と厚みtを保持しており、これらを上式(7)に適用することにより透過率T(E)を求める。 Here, μ (E) is a linear attenuation coefficient that represents the attenuation due to the interaction (absorption, scattering) of X-rays with the subject H, and depends on the energy E of the X-rays. t represents the thickness of the subject H with respect to the X-ray transmission direction (z direction). The subject transmittance determination unit 41 holds a linear attenuation coefficient μ (E) and a thickness t corresponding to the type of the subject H, and applies these to the above equation (7) to obtain the transmittance T t ( E).
第2のエネルギスペクトル決定部42は、下式(8)で示すように、第1のエネルギスペクトルI(E)に透過率T(E)を掛け合わせることにより、第2のエネルギスペクトルI(E)を生成する。 As shown in the following formula (8), the second energy spectrum determination unit 42 multiplies the first energy spectrum I 1 (E) by the transmittance T t (E), thereby obtaining the second energy spectrum I. 2 Generate (E).
X線はエネルギEが小さいほど被検体Hに吸収されやすい(線減弱係数μ(E)はエネルギEが小さいほど大きい)という特性を有するため、図7に示すように、第2のエネルギスペクトルI(E)の中心エネルギEc2は、第1のエネルギスペクトルI(E)の中心エネルギEc1より高エネルギ側にシフトする。 Since the X-ray has a characteristic that the smaller the energy E, the easier it is absorbed by the subject H (the linear attenuation coefficient μ (E) is larger as the energy E is smaller). Therefore, as shown in FIG. The center energy E c2 of 2 (E) is shifted to a higher energy side than the center energy E c1 of the first energy spectrum I 1 (E).
タルボ距離算出部43は、第2のエネルギスペクトルI(E)から中心エネルギEc2を求め、E=hc/λの関係から中心エネルギEc2に対応する中心波長λを算出し、この波長λを上式(1)に代入することにより、タルボ距離Zを算出する。ここで、hはプランク定数、cは光速である。 The Talbot distance calculation unit 43 calculates the center energy E c2 from the second energy spectrum I 2 (E), calculates the center wavelength λ 0 corresponding to the center energy E c2 from the relationship E = hc / λ, and this wavelength By substituting λ into the above equation (1), the Talbot distance Z 1 is calculated. Here, h is the Planck constant and c is the speed of light.
システム制御部18は、タルボ距離算出部43により算出されたタルボ距離Zを用い、L=Zを満たすとともに、上式(2)を満たすように、第1及び第2の位置調整部24,25を制御して距離L,Lを設定する。 The system control unit 18 uses the Talbot distance Z 1 calculated by the Talbot distance calculation unit 43 to satisfy L 2 = Z 1 and to satisfy the above equation (2). The distances L 1 and L 2 are set by controlling 24 and 25.
次に、以上のように構成されたX線撮影装置10の作用を説明する。まず、技師により、操作部17aからX線源11の管電圧と被検体Hの種別が入力される。本実施形態では、被検体Hの種別として、身体の部位(指または膝)と、大人と子供の分類とを用いる。管電圧が入力されると、第1のエネルギスペクトル決定部40により、入力された管電圧に応じた第1のエネルギスペクトルI(E)が決定される。また、被検体Hの種別が入力されると、被検体透過率決定部41により、入力された被検体Hの種別に対応した線減弱係数μ(E)と厚みtとが決定され、上式(7)を用いてX線の被検体Hの透過率T(E)が決定される。 Next, the operation of the X-ray imaging apparatus 10 configured as described above will be described. First, the technician inputs the tube voltage of the X-ray source 11 and the type of the subject H from the operation unit 17a. In this embodiment, the body part (finger or knee) and the classification of adult and child are used as the type of the subject H. When the tube voltage is input, the first energy spectrum determination unit 40 determines the first energy spectrum I 1 (E) corresponding to the input tube voltage. When the type of the subject H is input, the subject transmittance determining unit 41 determines the line attenuation coefficient μ (E) and the thickness t corresponding to the input type of the subject H, and the above formula (7) is used to determine the transmittance T t (E) of the X-ray subject H.
第1のエネルギスペクトルI(E)と透過率T(E)が決定されると、次に、第2のエネルギスペクトル決定部42により、上式(8)を用いて第2のエネルギスペクトルI(E)が決定される。そして、タルボ距離算出部43により、第2のエネルギスペクトルI(E)の中心エネルギEc2に対応する中心波長λが求められ、上式(1)を用いて、タルボ距離Zが算出される。 When the first energy spectrum I 1 (E) and the transmittance T t (E) are determined, the second energy spectrum is then determined by the second energy spectrum determination unit 42 using the above equation (8). I 2 (E) is determined. Then, the Talbot distance calculation unit 43 obtains the center wavelength λ 0 corresponding to the center energy E c2 of the second energy spectrum I 2 (E), and calculates the Talbot distance Z 1 using the above equation (1). Is done.
管電圧及び被検体Hの種別に対応する中心エネルギEc2及び中心波長λは、例えば、下表1のように取得される。下表1は、被検体Hの成分を水、子供の指の厚みを15mm、大人の指の厚みを20mm、子供の膝の厚みを60mm、大人の膝の厚みを100mmと仮定し、水に対する線減弱係数μ(E)を用いて算出した値を示している。 The center energy E c2 and the center wavelength λ 0 corresponding to the tube voltage and the type of the subject H are acquired as shown in Table 1 below, for example. Table 1 below assumes that the component of the subject H is water, the child's finger thickness is 15 mm, the adult finger thickness is 20 mm, the child's knee thickness is 60 mm, and the adult knee thickness is 100 mm. The value calculated using the linear attenuation coefficient μ (E) is shown.
タルボ距離Zが算出されると、システム制御部18は、第1及び第2の位置調整部24,25を制御し、L=Zを満たすとともに、上式(2)を満たすように、第1及び第2の格子21,22の位置を調整する。この調整が終了すると、システム制御部18は、撮影準備が完了した旨をモニタ17bに表示させる。 When the Talbot distance Z 1 is calculated, the system control unit 18 controls the first and second position adjustment units 24 and 25 so that L 2 = Z 1 and satisfy the above equation (2). The positions of the first and second gratings 21 and 22 are adjusted. When this adjustment is completed, the system control unit 18 displays on the monitor 17b that the preparation for photographing has been completed.
次いで、操作部17aから撮影指示が入力されると、走査機構23により第2の格子22が所定の走査ピッチ(p/M)ずつ並進移動されながら、各走査位置kにおいて、X線源11によるX線照射及びX線画像検出器20によるG2像の検出が行われる。この結果、M枚の画像データが生成され、メモリ13に格納される。 Next, when an imaging instruction is input from the operation unit 17a, the X-ray source 11 is scanned at each scanning position k while the second grating 22 is translated by a predetermined scanning pitch (p 2 / M) by the scanning mechanism 23. X-ray irradiation and detection of the G2 image by the X-ray image detector 20 are performed. As a result, M pieces of image data are generated and stored in the memory 13.
この後、画像処理部14によりメモリ13に格納されたM枚の画像データが読み出される。画像処理部14内では、位相微分画像生成部14aにより位相微分画像が生成され、位相コントラスト画像生成部14bにより位相コントラスト画像が生成される。この位相コントラスト画像及び位相微分画像は、画像記録部15に記録された後、コンソール17に入力され、モニタ17bに表示される。   Thereafter, the M image data stored in the memory 13 is read by the image processing unit 14. In the image processing unit 14, a phase differential image is generated by the phase differential image generation unit 14a, and a phase contrast image is generated by the phase contrast image generation unit 14b. The phase contrast image and the phase differential image are recorded in the image recording unit 15, then input to the console 17, and displayed on the monitor 17b.
なお、上記第1の実施形態では、第1のエネルギスペクトル決定部40、被検体透過率決定部41、第2のエネルギスペクトル決定部42、タルボ距離算出部43により、被検体Hを透過した後のX線の中心波長λを求めているが、これに代えて、表1に示したようなルックアップテーブル(LUT)を予め用意しておき、このLUTを参照することにより、中心波長λを求めてもよい。 In the first embodiment, after passing through the subject H by the first energy spectrum determining unit 40, the subject transmittance determining unit 41, the second energy spectrum determining unit 42, and the Talbot distance calculating unit 43. However, instead of this, a lookup table (LUT) as shown in Table 1 is prepared in advance, and by referring to this LUT, the center wavelength λ 0 is obtained. 0 may be obtained.
また、上記第1の実施形態では、X線源11の管電圧を第1のパラメータ、被検体Hの種別を第2のパラメータとして被検体Hを透過した後のX線の中心波長λを決定しているが、第1のパラメータは、X線源11から放射されるX線の特性を表すものであれよく、管電圧に限られない。第1のパラメータとして、管電流、陽極ターゲットの種類や、これらの組み合わせを用いてもよい。 In the first embodiment, the tube wavelength of the X-ray source 11 is the first parameter, the type of the subject H is the second parameter, and the X-ray central wavelength λ 0 after passing through the subject H is obtained. Although determined, the first parameter may represent the characteristic of X-rays emitted from the X-ray source 11 and is not limited to the tube voltage. As the first parameter, tube current, anode target type, or a combination thereof may be used.
また、上記第1の実施形態では、距離L,Lを設定するために、第1及び第2の格子21,22の位置を調整しているが、これに代えて、第1及び第2の格子21,22のいずれか一方とX線源11との位置を調整するようにしてもよい。また、第2の格子22とともに、X線画像検出器20を移動させてもよい。 In the first embodiment, the positions of the first and second gratings 21 and 22 are adjusted in order to set the distances L 1 and L 2 . The position of one of the two gratings 21 and 22 and the X-ray source 11 may be adjusted. Further, the X-ray image detector 20 may be moved together with the second grating 22.
また、上記第1の実施形態では、強度変調信号の位相ズレ量を位相微分値としているが、これを定数倍したものを位相微分値としてもよい。   In the first embodiment, the phase shift value of the intensity modulation signal is used as the phase differential value. However, a value obtained by multiplying this by a constant may be used as the phase differential value.
また、上記第1の実施形態では、位相微分画像の生成を行っているが、これに加えて、吸収画像や小角散乱画像を生成してもよい。吸収画像は、図5に例示した強度変調信号の平均値を求めることにより生成される。小角散乱画像は、強度変調信号の振幅を求めることにより生成される。   In the first embodiment, the phase differential image is generated. However, in addition to this, an absorption image and a small angle scattered image may be generated. The absorption image is generated by obtaining an average value of the intensity modulation signals exemplified in FIG. The small angle scattered image is generated by obtaining the amplitude of the intensity modulation signal.
また、上記第1の実施形態では、第1の格子21を吸収型格子としているが、第1の格子21をX線に位相変調を与える位相型格子としてもよい。第1の格子21がπ/2の位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Zは、下式(9)で表される。ここで、mは0または正の整数である。 In the first embodiment, the first grating 21 is an absorption type grating. However, the first grating 21 may be a phase type grating that applies phase modulation to X-rays. When the first grating 21 is a phase-type grating that gives a phase modulation of π / 2, the Talbot distance Z m is expressed by the following expression (9). Here, m is 0 or a positive integer.
また、第1の格子21がπの位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Zは、下式(10)で表される。ここで、mは0または正の整数である。 Further, when the first grating 21 is a phase type grating that gives a phase modulation of π, the Talbot distance Z m is expressed by the following expression (10). Here, m is 0 or a positive integer.
(第2の実施形態)
次に、本発明の第2の実施形態について説明する。上記第1の実施形態では、X線源11から射出されるX線をコーンビームとしているが、第2の実施形態のX線撮影装置では、平行ビームを射出するX線源を用い、上式(2)に代えて、p=pをほぼ満たすように第1及び第2の格子21,22を構成する。このように、平行ビームを射出するX線源を用いると、距離Lと距離Lとの関係は、上式(2)に拘束されないため、第1及び第2の位置調整部24,25のいずれか一方のみを設けるようにしてもよい。
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, the X-ray emitted from the X-ray source 11 is a cone beam. In the X-ray imaging apparatus of the second embodiment, an X-ray source that emits a parallel beam is used. Instead of (2), the first and second gratings 21 and 22 are configured to substantially satisfy p 2 = p 1 . As described above, when an X-ray source that emits a parallel beam is used, the relationship between the distance L 1 and the distance L 2 is not restricted by the above equation (2), and thus the first and second position adjusting units 24 and 25. Only one of these may be provided.
X線源11から射出されるX線が平行ビームであり、第1の格子21が吸収型格子である場合には、タルボ距離Zは、下式(11)で表される。ここで、mは正の整数である。 When the X-rays emitted from the X-ray source 11 are parallel beams and the first grating 21 is an absorption type grating, the Talbot distance Z m is expressed by the following expression (11). Here, m is a positive integer.
また、X線源11から射出されるX線が平行ビームであり、第1の格子21がπ/2の位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Zは、下式(12)で表される。ここで、mは0または正の整数である。 Further, when the X-rays emitted from the X-ray source 11 are parallel beams and the first grating 21 is a phase-type grating giving a phase modulation of π / 2, the Talbot distance Z m can be expressed by the following formula ( 12). Here, m is 0 or a positive integer.
そして、X線源11から射出されるX線が平行ビームであり、第1の格子21がπの位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Zは、下式(13)で表される。ここで、mは0または正の整数である。 When the X-ray emitted from the X-ray source 11 is a parallel beam and the first grating 21 is a phase-type grating that gives a phase modulation of π, the Talbot distance Z m is expressed by the following equation (13). It is represented by Here, m is 0 or a positive integer.
(第3の実施形態)
次に、本発明の第3の実施形態について説明する。上記第1の実施形態では、X線源11は単一焦点であるが、第2の実施形態のX線撮影装置では、X線源11の射出側直後に、WO2006/131235号公報等に記されたマルチスリット(線源格子)を設け、焦点を分散化する。これより、G2像の光量が向上し、位相微分画像の算出精度の向上や、撮影時間の短縮が可能となる。マルチスリットのピッチpは、下式(14)を満たす必要がある。本実施形態では、距離Lは、マルチスリットから第1の格子21までの距離である。その他の構成や作用については、第1の実施形態と同一である。
(Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, the X-ray source 11 has a single focal point. However, in the X-ray imaging apparatus of the second embodiment, immediately after the emission side of the X-ray source 11, it is described in WO2006 / 131235. A multi-slit (source grid) is provided to disperse the focal point. As a result, the amount of light of the G2 image is improved, and the calculation accuracy of the phase differential image can be improved and the photographing time can be shortened. The multi-slit pitch p 0 needs to satisfy the following expression (14). In the present embodiment, the distance L 1 is a distance from the multi slit to the first grating 21. Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.
(第4の実施形態)
次に、本発明の第4の実施形態について説明する。上記第1の実施形態では、第1及び第2の格子21,22を相対移動させながら撮影を行うことによって得られた複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成しているが、第1及び第2の格子21,22を固定したまま一度の撮影で得られた単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成することも可能である。
(Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, the phase differential image is generated based on a plurality of image data obtained by performing imaging while relatively moving the first and second gratings 21 and 22. It is also possible to generate a phase differential image based on single image data obtained by one imaging while the second gratings 21 and 22 are fixed.
本実施形態のX線撮影装置は、WO2010/050483号公報に記載されたフーリエ変換法により位相微分画像を生成する。具体的には、位相微分画像生成部は、X線画像検出器20により得られた単一の画像データに対してフーリエ変換を行うことによってフーリエスペクトルを取得し、このフーリエスペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトルを分離し、さらに逆フーリエ変換を行なうことにより位相微分画像を生成する。本実施形態では、走査機構23が不要となる。その他の構成や作用については、第1の実施形態と同一である。   The X-ray imaging apparatus of this embodiment generates a phase differential image by the Fourier transform method described in WO2010 / 050484. Specifically, the phase differential image generation unit acquires a Fourier spectrum by performing Fourier transform on a single image data obtained by the X-ray image detector 20, and corresponds to the carrier frequency from this Fourier spectrum. The obtained spectrum is separated and further subjected to inverse Fourier transform to generate a phase differential image. In the present embodiment, the scanning mechanism 23 is not necessary. Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.
本発明は、医療診断用の放射線撮影装置に限定されず、工業用等のその他の放射線撮影装置に適用することが可能である。また、放射線はX線に限られず、ガンマ線等を用いることも可能である。   The present invention is not limited to a radiographic apparatus for medical diagnosis, but can be applied to other radiographic apparatuses for industrial use. Further, the radiation is not limited to X-rays, and gamma rays can also be used.
10 X線撮影装置
20 X線画像検出器
21 第1の格子
21a X線吸収部
21b X線透過部
22 第2の格子
22a X線吸収部
22b X線透過部
30 画素
31 画素電極
33 ゲート走査線
35 信号線
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 X-ray imaging apparatus 20 X-ray image detector 21 1st grating | lattice 21a X-ray absorption part 21b X-ray transmission part 22 2nd grating | lattice 22a X-ray absorption part 22b X-ray transmission part 30 Pixel 31 Pixel electrode 33 Gate scanning line 35 signal lines

Claims (10)

  1. 放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第1の周期パターン像を生成する第1の格子と、
    前記第1の格子に対向配置され、前記第1の周期パターン像を部分的に遮蔽して第2の周期パターン像を生成する第2の格子と、
    前記第1及び第2の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、
    前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
    前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
    前記放射線源と前記第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定する制御部と、
    を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
    A first grating that transmits radiation emitted from a radiation source and generates a first periodic pattern image by the Talbot effect;
    A second grating disposed opposite to the first grating and partially shielding the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image;
    A position adjusting unit that adjusts the position of at least one of the first and second gratings;
    A radiation image detector for detecting the second periodic pattern image and generating image data;
    A phase differential image generation unit that generates a phase differential image based on the image data;
    The position adjustment unit is controlled based on a parameter related to the wavelength of the radiation after passing through the subject arranged between the radiation source and the first grating, and the first grating and the second grating are controlled. A control unit for setting the distance between the grid and the Talbot distance generated by the radiation after passing through the subject;
    A radiation imaging apparatus comprising:
  2. 前記制御部は、前記放射線源から放射される放射線の特性に関連する第1のパラメータと、被検体の種別を表す第2のパラメータとにより決定されるタルボ距離に基づいて前記位置調整部を制御することを特徴とする請求項1に記載の放射線撮影装置。   The control unit controls the position adjusting unit based on a Talbot distance determined by a first parameter related to characteristics of radiation emitted from the radiation source and a second parameter representing the type of subject. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein:
  3. 前記第1のパラメータは、前記放射線源の管電圧の設定値であることを特徴とする請求項2に記載の放射線撮影装置。   The radiation imaging apparatus according to claim 2, wherein the first parameter is a set value of a tube voltage of the radiation source.
  4. 前記制御部は、前記第1のパラメータに基づき、被検体に入射する前の放射線の第1のエネルギスペクトルを決定する第1のエネルギスペクトル決定部と、
    前記第2のパラメータに基づき、放射線の被検体の透過率を決定する被検体透過率決定部と、
    前記第1のエネルギスペクトルに前記透過率を掛け合わせることにより第2のネルギスペクトルを決定する第2のエネルギスペクトル決定部と、
    前記第2のネルギスペクトルの中心エネルギに対応する中心波長を算出し、この中心波長からタルボ距離を算出するタルボ距離算出部と、
    を備えることを特徴とする請求項2または3に記載の放射線撮影装置。
    The controller is configured to determine a first energy spectrum of radiation before entering the subject based on the first parameter;
    A subject transmittance determining unit that determines the transmittance of the subject of radiation based on the second parameter;
    A second energy spectrum determination unit that determines a second energy spectrum by multiplying the first energy spectrum by the transmittance;
    Calculating a center wavelength corresponding to the center energy of the second energy spectrum, and calculating a Talbot distance from the center wavelength;
    The radiation imaging apparatus according to claim 2, further comprising:
  5. 前記被検体透過率決定部は、被検体に対応する線減弱係数と、被検体の厚みとに基づいて前記透過率を決定することを特徴とする請求項4に記載の放射線撮影装置。   The radiation imaging apparatus according to claim 4, wherein the subject transmittance determining unit determines the transmittance based on a linear attenuation coefficient corresponding to the subject and a thickness of the subject.
  6. 前記放射線源から放射される放射線はコーンビーム状であり、
    前記位置調整部は、前記第1の格子の位置を調整する第1の位置調整部と、前記第2の格子の位置を調整する第2の位置調整部とからなり、
    前記制御部は、前記第1及び第2の位置調整部を制御することにより、前記放射線源と前記第1の格子との間の距離と、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離とをそれぞれ設定することを特徴とする請求項1から5いずれか1項に記載の放射線撮影装置。
    The radiation emitted from the radiation source is cone-shaped,
    The position adjustment unit includes a first position adjustment unit that adjusts the position of the first grating, and a second position adjustment unit that adjusts the position of the second grating,
    The control unit controls the first and second position adjusting units to thereby determine a distance between the radiation source and the first grating, and the first grating and the second grating. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein a distance between the two is set.
  7. 前記位相微分画像を、前記第1及び第2の格子の格子線に直交する方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備えること特徴とする請求項1から6いずれか1項に記載の放射線撮影装置。   The phase contrast image generation part which produces | generates a phase contrast image by integrating the said phase differential image along the direction orthogonal to the lattice line of the said 1st and 2nd grating | lattice is provided. 6. The radiographic apparatus according to any one of items 6.
  8. 前記第1の格子に対する前記第2の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、
    前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成し、
    前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成することを特徴とする請求項1から7いずれか1項に記載の放射線撮影装置。
    Scanning means for changing a relative position of the second grating with respect to the first grating and sequentially setting a plurality of scanning positions;
    The radiation image detector detects the second periodic pattern image at each scanning position to generate image data;
    The radiographic apparatus according to claim 1, wherein the phase differential image generation unit generates a phase differential image based on a plurality of image data generated by the radiological image detector. .
  9. 前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備えることを特徴とする請求項1から8いずれか1項に記載の放射線撮影装置。   The radiation imaging apparatus according to claim 1, further comprising a multi-slit that partially blocks the radiation emitted from the radiation source and disperses the focal point.
  10. 放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第1の周期パターン像を生成する第1の格子と、
    前記第1の格子に対向配置され、前記第1の周期パターン像を部分的に遮蔽して第2の周期パターン像を生成する第2の格子と、
    前記第1及び第2の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、
    前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
    前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
    を備えた放射線撮影装置の制御方法において、
    前記放射線源と前記第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定することを特徴とする制御方法。
    A first grating that transmits radiation emitted from a radiation source and generates a first periodic pattern image by the Talbot effect;
    A second grating disposed opposite to the first grating and partially shielding the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image;
    A position adjusting unit that adjusts the position of at least one of the first and second gratings;
    A radiation image detector for detecting the second periodic pattern image and generating image data;
    A phase differential image generation unit that generates a phase differential image based on the image data;
    In a method for controlling a radiographic apparatus comprising:
    The position adjustment unit is controlled based on a parameter related to the wavelength of the radiation after passing through the subject arranged between the radiation source and the first grating, and the first grating and the second grating are controlled. A control method characterized in that the distance between the first and second gratings is set to a Talbot distance generated by radiation after passing through the subject.
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