JP2017104202A - X-ray talbot imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線タルボ撮影装置に関する。 The present invention relates to an X-ray Talbot imaging apparatus using a Talbot interferometer or a Talbot-Lau interferometer.
Ｘ線が物体を透過するときに生じるＸ線の位相シフトを捉えて画像化する、タルボ（Talbot）干渉計やタルボ・ロー（Talbot-Lau）干渉計とＸ線検出器（Flat Panel Detector：ＦＰＤ）とを用いたＸ線画像撮影装置が知られている（例えば特許文献１、非特許文献１等参照）。なお、以下では、このようなタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計等を用いたＸ線画像撮影装置を、Ｘ線タルボ撮影装置という。 Talbot interferometers and Talbot-Lau interferometers and X-ray detectors (FPD) that capture and image the phase shift of X-rays that occur when X-rays pass through an object ) Is known (for example, see Patent Document 1, Non-Patent Document 1, etc.). Hereinafter, an X-ray imaging apparatus using such a Talbot interferometer, Talbot-Lau interferometer, or the like is referred to as an X-ray Talbot imaging apparatus.
Ｘ線タルボ撮影装置は、一定の周期でスリットが設けられたＧ１格子（位相格子）とＧ２格子（吸収格子）を備え（タルボ・ロー干渉計を用いる場合にはさらに線源格子であるＧ０格子を備え）、Ｘ線源からＧ１格子にＸ線を照射することによりＧ１格子のＸ線照射方向下流側でＧ１格子の自己像が一定周期で結ばれる位置にＧ２格子を配置し、このＧ２格子におけるスリットの延在方向をＧ１格子におけるスリットの延在方向に対してわずかに傾けるようにＧ２格子を配置することで、Ｇ２格子上にモアレ縞を形成させる。そして、このモアレ縞が重畳された画像（以下、これをモアレ画像という。）をＧ２格子の下流側に配置したＸ線検出器で検出して撮影するように構成される。 The X-ray Talbot radiographing apparatus includes a G1 grating (phase grating) and a G2 grating (absorption grating) provided with slits at a constant period (when using a Talbot-Lau interferometer, a G0 grating which is a source grating) The G2 grating is arranged at a position where the self-image of the G1 grating is connected at a constant period on the downstream side in the X-ray irradiation direction of the G1 grating by irradiating the G1 grating from the X-ray source. The moiré fringes are formed on the G2 lattice by arranging the G2 lattice so that the extending direction of the slit is slightly inclined with respect to the extending direction of the slit in the G1 lattice. An image on which the moire fringes are superimposed (hereinafter referred to as a moire image) is detected and photographed by an X-ray detector arranged on the downstream side of the G2 grating.
そして、Ｘ線源（或いはＧ０格子）とＧ１格子との間やＧ１格子とＧ２格子との間に被写体を配置すると、被写体によりモアレ縞に歪みが生じる。そのため、Ｘ線タルボ撮影装置で、Ｇ１格子とＧ２格子とを相対的に移動させながら複数枚のモアレ画像を撮影し（縞走査法）、画像処理において、それらのモアレ画像を再構成することで微分位相画像や吸収画像、小角散乱画像等の再構成画像を生成することができる。また、被写体が存在する状態で、Ｘ線タルボ撮影装置でモアレ画像を１枚撮影し、画像処理において、そのモアレ画像をフーリエ変換する等して微分位相画像等の再構成画像を再構成して生成することも可能である（フーリエ変換法）。 When the subject is arranged between the X-ray source (or G0 lattice) and the G1 lattice or between the G1 lattice and the G2 lattice, the moiré fringes are distorted by the subject. For this reason, an X-ray Talbot imaging device captures a plurality of moire images while relatively moving the G1 lattice and the G2 lattice (stripe scanning method), and reconstructs the moire images in image processing. Reconstructed images such as differential phase images, absorption images, and small angle scattered images can be generated. In addition, a moiré image is taken with an X-ray Talbot imaging device in the presence of a subject, and a reconstructed image such as a differential phase image is reconstructed by Fourier transforming the moiré image in image processing. It is also possible to generate (Fourier transform method).
そして、Ｘ線タルボ撮影装置では、例えば図１３に矢印で示すように、上記のようにして撮影したモアレ画像を再構成して生成した微分位相画像中に、従来、吸収画像では撮影することができなかった関節の軟骨の端部（正確には関節の軟骨とのその周囲の関節液との界面。以下同じ。）を撮影することができるという特徴がある。また、図示を省略するが、微分位相画像中に、関節の軟骨だけでなく、例えばアキレス腱等の腱や、腫瘤等の人体の軟部組織を撮影することも可能である。 In the X-ray Talbot imaging device, for example, as shown by an arrow in FIG. 13, conventionally, an absorption image can be captured in a differential phase image generated by reconstructing the moire image captured as described above. The feature is that the end of the joint cartilage that could not be obtained (exactly, the interface between the joint cartilage and the surrounding joint fluid; the same applies hereinafter) can be taken. Although not shown, it is possible to photograph not only the joint cartilage but also a tendon such as an Achilles tendon and a soft tissue of a human body such as a tumor in a differential phase image.
ところで、Ｘ線タルボ撮影装置のＧ１格子（位相格子）やＧ２格子（吸収格子）には、後述する図１や図２等に示すようにスリットＳが設けられ、その格子周期ｄ（図２参照）は例えば５．３μｍ等とされる。そして、スリットＳの格子周期ｄをμｍオーダーで精度良く形成することができる等の理由で、Ｇ１格子やＧ２格子等がシリコンウェハを用いて形成される場合が少なくない。 Incidentally, slits S are provided in the G1 grating (phase grating) and G2 grating (absorption grating) of the X-ray Talbot imaging apparatus as shown in FIGS. 1 and 2, which will be described later, and the grating period d (see FIG. 2). ) Is, for example, 5.3 μm. In many cases, the G1 lattice, the G2 lattice, or the like is formed using a silicon wafer because the lattice period d of the slit S can be accurately formed on the order of μm.
しかし、現状では、形成できるシリコンウェハの径に限界があり、Ｇ１格子やＧ２格子を矩形状に形成する場合、最大でも十数ｃｍ角程度にしか製造できない。そして、このようにＧ１格子やＧ２格子を十数ｃｍ角程度にしか製造できないと、Ｇ２格子の近傍に配置されるＸ線検出器で撮影できる画像（後述するモアレ画像Ｍｏ）も、最大でも十数ｃｍ角の画像にしかならない。そのため、例えば上記のようにＸ線タルボ撮影装置で患者の関節部分や軟部組織等を撮影する場合、せいぜい手指の関節部分等しか撮影できないことになり、患者の膝や肘、肩等のより大きな関節部分の軟骨や軟部組織等を撮影することが困難になる。 However, at present, there is a limit to the diameter of the silicon wafer that can be formed, and when the G1 lattice or the G2 lattice is formed in a rectangular shape, it can be produced only to about a dozen cm square at the maximum. If the G1 grating and the G2 grating can be manufactured only to about a tens of cm squares in this way, an image (moire image Mo described later) that can be photographed with an X-ray detector arranged in the vicinity of the G2 grating is also at most ten. The image is only a few cm square. Therefore, for example, when imaging a patient's joints or soft tissues with an X-ray Talbot imaging device as described above, only the joints of the fingers and the like can be imaged at most, and the larger of the patient's knees, elbows, shoulders, etc. It becomes difficult to image the cartilage and soft tissue of the joint.
そのため、例えば、シリコンウェハ以外の材料を用いてＧ１格子やＧ２格子を形成し、或いは、例えば特許文献２等に記載されているように、シリコンウェハで形成した格子を複数つなぎあわせてＧ１格子やＧ２格子を形成することで、Ｇ１格子やＧ２格子を例えば３０ｃｍ角程度に大面積化（大サイズ化）する技術が種々開発されている。 Therefore, for example, a G1 lattice or a G2 lattice is formed using a material other than a silicon wafer, or a plurality of lattices formed of a silicon wafer are connected together as described in, for example, Patent Document 2 or the like. Various techniques have been developed to increase the area (size increase) of the G1 lattice and the G2 lattice to, for example, about 30 cm square by forming the G2 lattice.
ところで、Ｘ線タルボ撮影装置が備えるＸ線発生装置が、Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置の場合（すなわちＸ線発生装置から離れるほどＸ線が広がるように照射される場合）、Ｇ２格子よりもＸ線発生装置に近い側に配置されるＧ１格子は、Ｇ２格子よりも小さく（すなわちより小さい面積で）形成することができる。 By the way, when the X-ray generator included in the X-ray Talbot imaging apparatus is an X-ray generator that irradiates X-rays in the shape of a cone beam (that is, when the X-rays are irradiated so as to spread more away from the X-ray generator) The G1 lattice disposed closer to the X-ray generator than the G2 lattice can be formed smaller (that is, with a smaller area) than the G2 lattice.
そのため、Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置を備えるＸ線タルボ撮影装置では、上記のように撮影される画像の面積を大きくするためにＧ２格子を大面積化（例えば３０ｃｍ角）するとしても、Ｇ１格子をも同程度に大面積化する必要はなく、格子の設計条件等によっては、例えば上記のような従来のシリコンウェハ製の小さい面積の格子を用いることができる。 For this reason, in an X-ray Talbot imaging apparatus equipped with an X-ray generator that irradiates X-rays in a cone beam shape, the G2 grating has a large area (for example, 30 cm square) in order to increase the area of the image to be captured as described above. Even so, it is not necessary to increase the area of the G1 lattice to the same extent, and depending on the design conditions of the lattice, for example, a conventional small lattice made of silicon wafer as described above can be used.
その際、Ｘ線の広がり方や、求められるＧ２格子の面積（すなわち画像の大きさ）、Ｇ１格子の面積等にもよるが、例えば図１４に示すように、Ｘ線発生装置Ｆから大面積のＧ２格子にＸ線をコーンビーム状に照射するように構成すると、Ｇ１格子がＸ線発生装置Ｆに近い位置に配置されるようになる場合がある。 At that time, depending on how the X-rays spread, the required area of the G2 lattice (that is, the size of the image), the area of the G1 lattice, etc., for example, as shown in FIG. If the G2 grating is configured to irradiate X-rays in a cone beam shape, the G1 grating may be disposed at a position close to the X-ray generator F in some cases.
しかし、この場合、図１４に示すようにＸ線発生装置からＸ線を下向きに照射するＸ線タルボ撮影装置では（すなわちＸ線タルボ撮影装置がいわゆる縦型である場合には）、Ｇ１格子が、Ｘ線タルボ撮影装置が設置された撮影室等の床面から相当高い位置に配置される状態になる可能性がある。そして、その場合には、実際上、図１４に示すようにＧ１格子の上方に被写体Ｈである患者の関節部分等を配置することが困難な場合もある。 However, in this case, as shown in FIG. 14, in the X-ray Talbot imaging apparatus that irradiates X-rays downward from the X-ray generator (that is, when the X-ray Talbot imaging apparatus is a so-called vertical type), the G1 lattice is There is a possibility of being placed at a considerably high position from the floor surface of an imaging room or the like where the X-ray Talbot imaging device is installed. In that case, in practice, it may be difficult to dispose the patient's joint portion or the like as the subject H above the G1 lattice as shown in FIG.
そのため、このような場合には、被写体Ｈを、Ｇ１格子とＧ２格子との間（図１４の場合にはＧ１格子の下側）に配置することが好ましい。そして、よく知られているように、このように、被写体Ｈを、Ｇ１格子とＧ２格子との間に配置する場合にも、Ｇ１格子のＸ線発生装置Ｆ側に配置する場合（すなわちＸ線発生装置ＦとＧ１格子との間（図１４の場合））と同様に、後述するタルボ効果を発生させることが可能である。 Therefore, in such a case, it is preferable to arrange the subject H between the G1 lattice and the G2 lattice (below the G1 lattice in the case of FIG. 14). As is well known, when the subject H is arranged between the G1 grating and the G2 grating as described above, the object H is arranged on the X-ray generator F side of the G1 grating (that is, X-rays). It is possible to generate a Talbot effect to be described later in the same manner as between the generator F and the G1 lattice (in the case of FIG. 14).
そのため、例えば後述する図３に示すように、被写体Ｈを、Ｇ１格子（位相格子）１４とＧ２格子１５との間に配置するＸ線タルボ撮影装置においても、被写体Ｈのモアレ画像を的確に撮影することが可能となる。そして、被写体ＨをＧ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置する構成を採用するとしても、必ずしも上記のようにＧ２格子１５の大面積化（大サイズ化）を図る必要はないが、この構成を採用すれば、上記のように、Ｇ２格子１５の大面積化を図ることも可能となり、患者の手指の関節部分等よりも大きな膝や肘、肩等の関節部分の軟骨や軟部組織等を撮影することも可能となる。 Therefore, for example, as shown in FIG. 3 to be described later, even in an X-ray Talbot imaging device in which the subject H is disposed between the G1 grating (phase grating) 14 and the G2 grating 15, a moire image of the subject H is accurately captured. It becomes possible to do. Even if the configuration in which the subject H is arranged between the G1 grating 14 and the G2 grating 15 is adopted, it is not always necessary to increase the area (larger size) of the G2 grating 15 as described above. If the configuration is adopted, it is possible to increase the area of the G2 lattice 15 as described above, and the cartilage and soft tissue of the joint portion such as the knee, elbow, and shoulder larger than the joint portion of the patient's finger. It is also possible to shoot.
しかし、本発明者らが研究を重ねた結果、Ｘ線タルボ撮影装置を実際に上記のように構成すると、種々の問題が生じ得ることが分かってきた。 However, as a result of repeated studies by the present inventors, it has been found that various problems may occur when the X-ray Talbot imaging apparatus is actually configured as described above.
本発明は、上記の点を鑑みてなされたものであり、被写体を、位相格子であるＧ１格子と吸収格子であるＧ２格子との間に配置するように構成する場合に発生し得る種々の問題を解消可能なＸ線タルボ撮影装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above points, and various problems that may occur when an object is arranged between a G1 grating that is a phase grating and a G2 grating that is an absorption grating. An object of the present invention is to provide an X-ray Talbot imaging apparatus capable of eliminating the above-mentioned problem.
前記の問題を解決するために、本発明のＸ線タルボ撮影装置は、
位相格子であるＧ１格子と、
吸収格子であるＧ２格子と、
Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置と、
モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
被写体を撮影位置に配置する被写体台と、
を備えるＸ線タルボ撮影装置において、
前記被写体台は、前記Ｇ１格子と前記Ｇ２格子との間に配置され、
前記Ｇ１格子は、前記Ｘ線発生装置から前記Ｇ２格子のスリットが形成された部分に照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることを特徴とする。
In order to solve the above-described problem, the X-ray Talbot imaging apparatus of the present invention provides:
A G1 grating that is a phase grating;
A G2 lattice which is an absorption lattice;
An X-ray generator that emits X-rays in the shape of a cone beam;
An X-ray detector for taking a moire image;
A subject base for placing the subject at the shooting position;
In an X-ray Talbot imaging apparatus comprising:
The subject table is disposed between the G1 lattice and the G2 lattice,
The G1 grating can be retracted to a position that does not block the X-rays irradiated from the X-ray generator to the portion of the G2 grating where the slits are formed.
また、本発明のＸ線タルボ撮影装置は、
位相格子であるＧ１格子と、
Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置と、
モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
被写体を撮影位置に配置する被写体台と、
を備えるＸ線タルボ撮影装置において、
前記被写体台は、前記Ｇ１格子と前記Ｘ線検出器との間に配置され、
前記Ｘ線検出器は、照射されたＸ線を別の波長の電磁波に変えて変換素子に照射するシンチレーターを備えており、
前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターは、前記Ｇ１格子の自己像が像を結ぶ位置に配置されており、かつ、シンチレーター素材と非シンチレーター素材とが面方向に交互に形成されており、
前記Ｇ１格子は、前記Ｘ線発生装置から前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターに照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることを特徴とする。
Moreover, the X-ray Talbot imaging apparatus of the present invention is
A G1 grating that is a phase grating;
An X-ray generator that emits X-rays in the shape of a cone beam;
An X-ray detector for taking a moire image;
A subject base for placing the subject at the shooting position;
In an X-ray Talbot imaging apparatus comprising:
The subject table is disposed between the G1 grating and the X-ray detector,
The X-ray detector includes a scintillator that changes the irradiated X-rays into electromagnetic waves of different wavelengths and irradiates the conversion element,
The scintillator of the X-ray detector is disposed at a position where the self-image of the G1 lattice connects the images, and the scintillator material and the non-scintillator material are alternately formed in the plane direction,
The G1 grating can be retracted to a position that does not block the X-rays irradiated to the scintillator of the X-ray detector from the X-ray generator.
本発明のような方式のＸ線タルボ撮影装置によれば、被写体を、位相格子であるＧ１格子と吸収格子であるＧ２格子との間に配置するように構成する場合に発生し得る種々の問題を的確に解消することが可能となる。 According to the X-ray Talbot imaging apparatus of the present invention, various problems that may occur when the subject is arranged between the G1 grating that is the phase grating and the G2 grating that is the absorption grating. Can be solved accurately.
以下、本発明に係るＸ線タルボ撮影装置の実施の形態について、図面を参照して説明する。 Embodiments of an X-ray Talbot imaging apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
［Ｘ線タルボ撮影装置の原理について］
まず、Ｘ線タルボ撮影装置の原理、すなわちＸ線タルボ撮影装置に用いられるタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計に共通する原理について、図１を用いて簡単に説明する。
[Principle of X-ray Talbot Imaging System]
First, the principle of the X-ray Talbot imaging apparatus, that is, the principle common to the Talbot interferometer and Talbot-Lau interferometer used in the X-ray Talbot imaging apparatus will be briefly described with reference to FIG.
なお、図１では、タルボ干渉計の場合が示されているが、タルボ・ロー干渉計の場合も基本的に同様に説明される。また、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１では、後述する図３に示すように、被写体ＨがＧ１格子１４とＧ２格子１５の間に配置されるが、原理的には、図１に示すように被写体ＨをＸ線発生装置１１とＧ１格子１４の間に配置する場合と全く同じであり、以下、図１に基づいて説明する。 In FIG. 1, the case of the Talbot interferometer is shown, but the case of the Talbot-low interferometer is basically explained in the same manner. Further, in the X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to the present embodiment, the subject H is disposed between the G1 lattice 14 and the G2 lattice 15 as shown in FIG. 3 to be described later. As shown, the subject H is exactly the same as the case where the subject H is disposed between the X-ray generator 11 and the G1 grating 14 and will be described below with reference to FIG.
タルボ干渉計では、Ｘ線発生装置１１と、位相格子であるＧ１格子１４と、吸収格子であるＧ２格子１５と、Ｘ線検出器１６が、図１に示すようにＸ線の照射方向（すなわちｚ方向）に順番に配置される。なお、タルボ・ロー干渉計の場合には、図１では図示を省略するが、Ｘ線発生装置１１の近傍に線源格子であるＧ０格子１２（後述する図３や図４等参照）が配置される。 In the Talbot interferometer, an X-ray generator 11, a G1 grating 14 that is a phase grating, a G2 grating 15 that is an absorption grating, and an X-ray detector 16, as shown in FIG. are arranged in order in the z direction). In the case of a Talbot-Lau interferometer, although not shown in FIG. 1, a G0 grating 12 (see FIGS. 3 and 4 described later) as a source grating is disposed in the vicinity of the X-ray generator 11. Is done.
図２に示すように、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５には（タルボ・ロー干渉計の場合はＧ０格子１２にも）、Ｘ線の照射方向であるｚ方向と直交するｘ方向に、所定の周期ｄで複数のスリットＳが配列されて形成されている。なお、所定の周期ｄは、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５、Ｇ０格子１２でそれぞれ異なる。 As shown in FIG. 2, the G1 grating 14 and the G2 grating 15 (also the G0 grating 12 in the case of a Talbot-Lau interferometer) have a predetermined x-direction perpendicular to the z-direction that is the X-ray irradiation direction. A plurality of slits S are arranged with a period d. The predetermined period d is different for each of the G1 grating 14, the G2 grating 15, and the G0 grating 12.
そして、Ｘ線発生装置１１から照射されたＸ線（タルボ・ロー干渉計の場合はＸ線発生装置１１から照射されたＸ線がＧ０格子１２で多光源化されたＸ線）がＧ１格子１４を透過すると、透過したＸ線がｚ方向に一定の間隔で像を結ぶ。この像を自己像（格子像等ともいう。）といい、このように自己像がｚ方向に一定の間隔をおいて形成される現象をタルボ効果という。 X-rays emitted from the X-ray generator 11 (in the case of a Talbot-Lau interferometer, X-rays emitted from the X-ray generator 11 are converted into multiple light sources by the G0 grating 12) are G1 gratings 14. , The transmitted X-rays form an image at regular intervals in the z direction. This image is called a self-image (also referred to as a lattice image), and a phenomenon in which self-images are formed at a certain interval in the z direction is called a Talbot effect.
そして、図１等に示すように、Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶ位置に、Ｇ１格子１４と同様にスリットＳが設けられたＧ２格子１５を配置するが、その際、Ｇ２格子１５のスリットＳの延在方向（すなわち図１等ではｙ方向）が、Ｇ１格子１４のスリットＳの延在方向に対して僅かに角度を持つように配置する。そして、このように配置することで、Ｇ２格子１５上にモアレ縞のみからなるモアレ画像Ｍｏが現れる。 As shown in FIG. 1 and the like, the G2 grating 15 provided with the slits S is arranged at the position where the self-image of the G1 grating 14 joins the image. The extending direction of the slit S (that is, the y direction in FIG. 1 and the like) is arranged so as to have a slight angle with respect to the extending direction of the slit S of the G1 lattice 14. And by arranging in this way, a moire image Mo consisting only of moire fringes appears on the G2 lattice 15.
なお、図１では、モアレ画像ＭｏをＧ２格子１５上に記載するとモアレ縞とスリットＳとが混在する状態になって分かりにくくなるため、モアレ画像ＭｏをＧ２格子１５から離して記載しているが、実際にはＧ２格子１５上やその下流側でモアレ画像Ｍｏが形成される。 In FIG. 1, if the moire image Mo is described on the G2 lattice 15, the moire fringes and the slits S are mixed and it becomes difficult to understand. Therefore, the moire image Mo is illustrated separately from the G2 lattice 15. Actually, the moire image Mo is formed on the G2 lattice 15 or on the downstream side thereof.
一方、被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線の位相がずれる。そのため、モアレ画像Ｍｏのモアレ縞の被写体の部分に乱れが生じ、Ｇ２格子１５上やその下流側に、図１に示すように被写体Ｈにより乱れが生じたモアレ画像Ｍｏが現れる。 On the other hand, if the subject H exists, the subject H causes the X-ray phase to shift. For this reason, the moiré fringe subject portion of the moire image Mo is disturbed, and the moire image Mo that is disturbed by the subject H appears on the G2 grid 15 or downstream thereof as shown in FIG.
以上が、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計の原理である。そして、Ｇ２格子１５の下流側に配置されたＸ線検出器１６（後述する図３参照）で上記のモアレ画像Ｍｏを撮影するように構成される。そして、上記の原理に従ってＸ線タルボ撮影装置が構成される。 The above is the principle of the Talbot interferometer and the Talbot low interferometer. And it is comprised so that said Moire image Mo may be image | photographed with the X-ray detector 16 (refer FIG. 3 mentioned later) arrange | positioned downstream of the G2 grating | lattice 15. FIG. An X-ray Talbot imaging apparatus is configured according to the above principle.
［Ｘ線タルボ撮影装置の第１の実施例について］
以下、上記の原理に基づいて構成される本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の第１の実施例について説明する。
[First embodiment of X-ray Talbot imaging apparatus]
Hereinafter, a first example of the X-ray Talbot imaging apparatus according to this embodiment configured based on the above principle will be described.
図３は、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の第１の実施例の全体構成を表す概略図である。なお、第１の実施例および後述する第２の実施例では、Ｘ線タルボ撮影装置１が、線源格子であるＧ０格子１２を備えるタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線タルボ撮影装置である場合について説明するが、本発明はこれに限定されず、Ｇ０格子１２を備えず、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５のみを備えるタルボ干渉計を用いたＸ線タルボ撮影装置である場合も含む。また、その場合も下記と同様に説明される。 FIG. 3 is a schematic diagram illustrating the overall configuration of a first example of the X-ray Talbot imaging apparatus according to the present embodiment. In the first embodiment and the second embodiment to be described later, the X-ray Talbot imaging apparatus 1 is an X-ray Talbot imaging apparatus using a Talbot-Lau interferometer having a G0 grating 12 as a source grating. Although the case will be described, the present invention is not limited to this, and includes an X-ray Talbot imaging apparatus using a Talbot interferometer that does not include the G0 grating 12 but includes only the G1 grating 14 and the G2 grating 15. In this case, the description will be made in the same manner as described below.
また、第１の実施例および後述する第２の実施例では、図３や後述する図４等に示すように、Ｘ線タルボ撮影装置が、上側に設けられたＸ線発生装置１１から下方の被写体Ｈに向けてＸ線を照射するように構成されている場合（すなわちＸ線タルボ撮影装置がいわゆる縦型の場合）について説明するが、本発明はこの場合に限定されず、Ｘ線発生装置１１からＸ線を水平方向に照射するように構成することも可能であり（例えば図１参照。すなわちＸ線タルボ撮影装置がいわゆる横型の場合）、Ｘ線を任意の方向に照射するように構成する場合も含む。 Further, in the first embodiment and the second embodiment to be described later, as shown in FIG. 3 and FIG. 4 to be described later, the X-ray Talbot imaging device is located below the X-ray generator 11 provided on the upper side. A case where X-rays are irradiated toward the subject H (that is, a case where the X-ray Talbot imaging apparatus is a so-called vertical type) will be described, but the present invention is not limited to this case, and the X-ray generation apparatus 11 can be configured to irradiate X-rays in the horizontal direction (see, for example, FIG. 1, that is, when the X-ray Talbot imaging apparatus is a so-called horizontal type) and configured to irradiate X-rays in an arbitrary direction. This includes cases where
本実施形態の第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１は、図３に示すように、Ｘ線発生装置１１と、Ｇ０格子１２と、Ｇ１格子１４と、被写体台１３と、Ｇ２格子１５と、Ｘ線検出器１６と、支柱１７と、基台部１８と、コントローラー１９とを備えている。 As shown in FIG. 3, an X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to a first example of the present embodiment includes an X-ray generator 11, a G0 grating 12, a G1 grating 14, a subject table 13, and a G2 grating. 15, an X-ray detector 16, a support column 17, a base unit 18, and a controller 19.
Ｘ線発生装置１１は、例えば医療現場で広く一般に用いられているクーリッジＸ線源や回転陽極Ｘ線源等を備えている。また、それ以外のＸ線源（管球）を備えるように構成することも可能である。そして、本実施例では、Ｘ線発生装置１１からＸ線がコーンビーム状に（すなわちＸ線発生装置１１から遠ざかるほどＸ線が照射される範囲が広がるように）照射されるようになっている。なお、図３や後述する図４、図５におけるＣａは、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線の光軸中心（すなわち照射されるＸ線の照射方向）を表す。 The X-ray generator 11 includes a cooling ridge X-ray source, a rotary anode X-ray source, and the like that are widely used in the medical field, for example. Moreover, it is also possible to comprise other X-ray sources (tubes). In this embodiment, X-rays are emitted from the X-ray generator 11 in the form of a cone beam (that is, as the distance from the X-ray generator 11 increases, the range of X-ray irradiation increases). . In FIG. 3 and FIGS. 4 and 5 described later, Ca represents the optical axis center of the X-rays irradiated from the X-ray generator 11 (that is, the irradiation direction of the X-rays irradiated).
そして、本実施例では、Ｘ線発生装置１１の、Ｘ線の照射方向（すなわちｚ方向）下流側にＧ０格子１２が設けられている。そして、Ｘ線発生装置１１の振動がＧ０格子１２等に伝わらないようにするために、本実施例では、Ｇ０格子１２は、Ｘ線発生装置１１には取り付けられておらず、支柱１７に設けられた基台部１８に取り付けられた固定部材１２ａに取り付けられるようになっている。 In this embodiment, the G0 lattice 12 is provided downstream of the X-ray generator 11 in the X-ray irradiation direction (that is, the z direction). In order to prevent the vibration of the X-ray generator 11 from being transmitted to the G0 lattice 12 and the like, in this embodiment, the G0 lattice 12 is not attached to the X-ray generator 11 and is provided on the support column 17. The fixing member 12a attached to the base 18 is attached.
そして、上記の固定部材１２ａには、Ｇ０格子１２のほか、Ｇ０格子１２を透過したＸ線の線質を変えるためのろ過フィルター（付加フィルター等ともいう。）１１２や、Ｘ線を照射して撮影を行う前に位置決めのためにＸ線の代わりに可視光を被写体Ｈに照射するための照射野ランプ１１３、照射されるＸ線（或いは可視光）の照射野を絞るための照射野絞り１１４等が取り付けられている。そして、Ｇ０格子１２等の周囲には、それらを保護するための第１のカバーユニット１２０が配置されている。 In addition to the G0 lattice 12, the fixing member 12a is irradiated with a filtration filter (also referred to as an additional filter) 112 for changing the quality of X-rays transmitted through the G0 lattice 12, or X-rays. Before performing imaging, an irradiation field lamp 113 for irradiating the subject H with visible light instead of X-rays for positioning, and an irradiation field stop 114 for narrowing the irradiation field of the irradiated X-rays (or visible light). Etc. are attached. A first cover unit 120 is arranged around the G0 lattice 12 and the like to protect them.
なお、図３では、照射野ランプ１１３が照射野絞り１１４のＸ線発生装置１１側に固定されているように記載されているが、Ｘ線発生装置１１からＸ線を照射する際に照射野ランプ１１３が邪魔になるため、実際には、照射野ランプ１１３をＸ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるための図示しない移動装置が設けられている。 In FIG. 3, the irradiation field lamp 113 is described as being fixed to the X-ray generation device 11 side of the irradiation field stop 114, but the irradiation field is irradiated when the X-ray generation device 11 emits X-rays. Since the lamp 113 is in the way, actually, a moving device (not shown) for retracting the irradiation field lamp 113 to a position that does not block the X-rays irradiated from the X-ray generator 11 is provided.
また、Ｇ０格子１２の、Ｘ線の照射方向（すなわちｚ方向）下流側には、位相格子であるＧ１格子１４が配置されている。そして、Ｇ１格子１４の、Ｘ線の照射方向下流側には、被写体Ｈを撮影位置に配置するための被写体台１３や、吸収格子であるＧ２格子１５、Ｘ線検出器１６等が設けられている。なお、前述したように、Ｇ２格子１５は、Ｘ線発生装置１１から照射されＧ１格子１４を透過したＸ線がＧ１格子１４からｚ方向に一定の間隔で自己像を結ぶ位置に配置される。 Further, a G1 grating 14 which is a phase grating is disposed downstream of the G0 grating 12 in the X-ray irradiation direction (that is, the z direction). Further, on the downstream side of the G1 grating 14 in the X-ray irradiation direction, a subject table 13 for arranging the subject H at the imaging position, a G2 grating 15 as an absorption grating, an X-ray detector 16 and the like are provided. Yes. As described above, the G2 grating 15 is arranged at a position where X-rays irradiated from the X-ray generator 11 and transmitted through the G1 grating 14 form self-images at a constant interval from the G1 grating 14 in the z direction.
そして、Ｇ２格子１５の近傍にＸ線検出器１６が配置され、上記のようにＧ２格子１５上に生じたモアレ画像ＭｏがＸ線検出器１６で撮影されるように構成される。そして、本実施例では、図３に示すように、患者の脚等がＧ１格子１４やＧ２格子１５、Ｘ線検出器１６等にぶつかったり触れたりしないようにしてＸ線検出器１６等を防護するために、第２のカバーユニット１３０が設けられている。 The X-ray detector 16 is disposed in the vicinity of the G2 grating 15, and the moiré image Mo generated on the G2 grating 15 as described above is captured by the X-ray detector 16. In this embodiment, as shown in FIG. 3, the X-ray detector 16 and the like are protected by preventing the patient's legs from hitting or touching the G1 grid 14, the G2 grid 15, the X-ray detector 16 and the like. In order to do so, a second cover unit 130 is provided.
なお、Ｘ線検出器（ＦＰＤ）１６は、照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子１６Ａ（後述する図５参照）が二次元状（マトリクス状）に配置されて構成されており、変換素子１６Ａにより生成された電気信号を画像信号として読み取るように構成されている。そして、本実施例では、Ｘ線検出器１６は、Ｇ２格子１５上に形成されるＸ線の像である上記のモアレ画像Ｍｏを変換素子１６Ａごとの画像信号として撮影するようになっている。 The X-ray detector (FPD) 16 is configured by two-dimensionally (matrix-shaped) conversion elements 16A (see FIG. 5 to be described later) that generate electrical signals in accordance with irradiated X-rays. The electrical signal generated by the conversion element 16A is read as an image signal. In this embodiment, the X-ray detector 16 captures the moire image Mo that is an X-ray image formed on the G2 grating 15 as an image signal for each conversion element 16A.
また、Ｘ線タルボ撮影装置１がいわゆる縞走査法を用いてモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影するように構成されている場合には、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５との相対位置を図１や図２におけるｘ方向（すなわちスリットＳの延在方向（ｙ方向）に直交する方向）にずらしながらモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影する。そして、図示を省略するが、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５との相対位置をｘ方向ずらすための移動装置等が設けられる。なお、Ｘ線タルボ撮影装置１でモアレ画像Ｍｏを１枚撮影し、それをフーリエ変換する等して微分位相画像等を再構成して生成するように構成されている場合には移動装置等を設ける必要はない。 When the X-ray Talbot imaging apparatus 1 is configured to capture a plurality of moire images Mo using a so-called fringe scanning method, the relative positions of the G1 grating 14 and the G2 grating 15 are shown in FIG. A plurality of moire images Mo are taken while shifting in the x direction in 2 (that is, the direction orthogonal to the extending direction (y direction) of the slits S). And although illustration is abbreviate | omitted, the moving apparatus etc. for shifting the relative position of G1 grating | lattice 14 and G2 grating | lattice 15 are provided. In addition, when the X-ray Talbot imaging apparatus 1 is configured to take one moire image Mo and perform Fourier transform or the like to reconstruct and generate a differential phase image or the like, a moving device or the like is used. There is no need to provide it.
コントローラー１９（図３参照）は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピューターで構成されている。なお、コントローラー１９を、本実施例のような汎用のコンピューターではなく、専用の制御装置として構成することも可能である。また、図示を省略するが、コントローラー１９には、入力手段や表示手段等の適宜の手段や装置が設けられている。 The controller 19 (see FIG. 3) is configured by a computer in which a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), an input / output interface, and the like (not shown) are connected to a bus. The controller 19 can be configured as a dedicated control device instead of a general-purpose computer as in this embodiment. Although not shown, the controller 19 is provided with appropriate means and devices such as input means and display means.
そして、コントローラー１９は、Ｘ線発生装置１１に管電圧や管電流、照射時間等を設定するなどＸ線タルボ撮影装置１に対する全般的な制御を行うようになっている。また、Ｘ線タルボ撮影装置１が縞走査法によりモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影するように構成されている場合には、コントローラー１９は、上記の移動装置を制御して、Ｇ１格子１４（或いはＧ２格子１５或いはその両方）を所定量ずつ移動させるように制御する。 The controller 19 performs general control over the X-ray Talbot imaging apparatus 1 such as setting a tube voltage, a tube current, an irradiation time, etc. in the X-ray generator 11. In addition, when the X-ray Talbot imaging device 1 is configured to capture a plurality of moire images Mo by the fringe scanning method, the controller 19 controls the moving device to control the G1 grid 14 (or G2). The grid 15 or both) is controlled to move by a predetermined amount.
また、コントローラー１９は、Ｘ線検出器１６から送信されてきた１枚或いは複数枚のモアレ画像Ｍｏに基づいて自ら微分位相画像（図１３参照）等の再構成画像を再構成して生成したり、或いは図示しない外部の画像処理装置に、Ｘ線検出器１６から送信されてきた１枚或いは複数枚のモアレ画像Ｍｏを転送して再構成画像を生成させるように構成される。 Further, the controller 19 reconstructs and generates a reconstructed image such as a differential phase image (see FIG. 13) based on one or a plurality of moire images Mo transmitted from the X-ray detector 16. Alternatively, the reconstructed image is generated by transferring one or a plurality of moire images Mo transmitted from the X-ray detector 16 to an external image processing apparatus (not shown).
［Ｘ線タルボ撮影装置の第２の実施例について］
次に、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１の第２の実施例について説明する。図４は、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の第２の実施例の全体構成を表す概略図である。なお、第２の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１＊において、第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１における機能と同じ機能を有する部材等については、第１の実施例で付した符号と同じ符号を付して説明する。
[Second Embodiment of X-ray Talbot Imaging Apparatus]
Next, a second example of the X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to this embodiment will be described. FIG. 4 is a schematic diagram illustrating the overall configuration of a second example of the X-ray Talbot imaging apparatus according to the present embodiment. In addition, in the X-ray Talbot imaging apparatus 1 * according to the second embodiment, members having the same functions as those in the X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to the first embodiment are attached in the first embodiment. The same reference numerals are used for explanation.
上記の第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１と同様に、第２の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１＊も、Ｘ線発生装置１１と、Ｇ０格子１２と、位相格子であるＧ１格子１４と、被写体台１３と、Ｘ線検出器１６と、コントローラー１９等を備えているが、第２の実施例では、吸収格子であるＧ２格子１５は設けられていない。 Similar to the X-ray Talbot radiography apparatus 1 according to the first embodiment, the X-ray Talbot radiography apparatus 1 * according to the second embodiment also includes an X-ray generator 11, a G0 grating 12, and a phase grating. Although a certain G1 grating 14, an object table 13, an X-ray detector 16, a controller 19 and the like are provided, in the second embodiment, the G2 grating 15 which is an absorption grating is not provided.
本実施例では、第１の実施例のようなＧ２格子１５を設ける代わりに、図５に示すように、Ｘ線検出器１６は、照射されたＸ線を別の波長の電磁波に変えて変換素子１６Ａに照射するシンチレーター１６Ｂを備えており、シンチレーター１６Ｂは、シンチレーター素材Ｓｃと非シンチレーター素材Ｓｎとが面方向に交互に形成されている。なお、シンチレーター素材Ｓｃの部分では、入射したＸ線が可視光等の別の波長の電磁波に変えられて図中下方の変換素子１６Ａに照射されるが、非シンチレーター素材Ｓｎの部分では、Ｘ線は電磁波に変えられずに素通りする。 In this embodiment, instead of providing the G2 grating 15 as in the first embodiment, as shown in FIG. 5, the X-ray detector 16 converts the irradiated X-rays into electromagnetic waves of different wavelengths and converts them. A scintillator 16B that irradiates the element 16A is provided, and the scintillator 16B has scintillator materials Sc and non-scintillator materials Sn formed alternately in the surface direction. In the scintillator material Sc portion, incident X-rays are converted into electromagnetic waves of other wavelengths such as visible light and irradiated to the lower conversion element 16A in the figure, but in the non-scintillator material Sn portion, Passes through without being converted to electromagnetic waves.
そして、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂを、第１の実施例におけるＧ２格子１５と同様に、Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶｚ方向の位置に配置し、シンチレーター１６Ｂにおけるシンチレーター素材Ｓｃの延在方向（すなわち図５ではｙ方向）が、Ｇ１格子１４のスリットＳの延在方向に対して僅かに角度を持つように配置することで、上記の第１の実施例の場合と同様に、シンチレーター１６Ｂにモアレ縞のみからなるモアレ画像Ｍｏが現れる。 Then, the scintillator 16B of the X-ray detector 16 is arranged at the position in the z direction where the self-image of the G1 grating 14 joins the image, like the G2 grating 15 in the first embodiment, and the scintillator material Sc of the scintillator 16B By arranging the extending direction (that is, the y direction in FIG. 5) to have a slight angle with respect to the extending direction of the slits S of the G1 lattice 14, as in the case of the first embodiment described above. A moire image Mo consisting only of moire fringes appears in the scintillator 16B.
また、図４に示したように、Ｇ１格子１４の近傍に被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線の位相がずれる。そのため、モアレ画像Ｍｏのモアレ縞の被写体の部分に乱れが生じ、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂに、図１に示したものと同様に被写体Ｈにより乱れが生じたモアレ画像Ｍｏが現れる。 As shown in FIG. 4, when the subject H exists in the vicinity of the G1 lattice 14, the subject H shifts the X-ray phase. Therefore, the moiré fringe subject portion of the moire image Mo is disturbed, and the moire image Mo that is disturbed by the subject H appears in the scintillator 16B of the X-ray detector 16 in the same manner as shown in FIG.
そのため、Ｘ線検出器１６内に二次元状に配列されている変換素子１６Ａでそれを撮影することで、本実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１＊においても、第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１と同様にモアレ画像Ｍｏを的確に撮影することができる。そして、撮影されたモアレ画像Ｍｏを再構成することで微分位相画像（図１３参照）等の再構成画像を的確に生成することが可能となる。 Therefore, the X-ray Talbot imaging apparatus 1 * according to the present embodiment also captures the image with the conversion element 16A that is two-dimensionally arranged in the X-ray detector 16, so that the X-ray detector 1A according to the present embodiment also relates to the first embodiment. Similar to the X-ray Talbot imaging apparatus 1, the moire image Mo can be accurately captured. Then, it is possible to accurately generate a reconstructed image such as a differential phase image (see FIG. 13) by reconstructing the captured moire image Mo.
なお、図５では、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂのシンチレーター素材Ｓｃが、Ｘ線発生装置１１からコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されている場合が示されている。これは、同じ線量のＸ線が入射した場合に、Ｘ線が斜入するシンチレーター１６Ｂの周縁部での発光強度を、シンチレーター１６Ｂの中央部での発光強度と同じにするためである。 FIG. 5 shows the case where the scintillator material Sc of the scintillator 16B of the X-ray detector 16 is formed in parallel to the X-rays irradiated from the X-ray generator 11 in a cone beam shape. This is because when the same dose of X-rays is incident, the light emission intensity at the peripheral edge of the scintillator 16B where the X-rays are obliquely incident is the same as the light emission intensity at the center of the scintillator 16B.
すなわち、図６（Ａ）に示すように、シンチレーター１６Ｂの中央部ではＸ線がシンチレーター面に略垂直に入射するため、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃを入射する際、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃの全部を透過する状態になる。それに対し、例えば図６（Ｂ）に示すように、シンチレーター素材Ｓｃが仮にシンチレーター面に垂直に形成されていると、シンチレーターの周縁部でＸ線が斜入した場合、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃの一部のみを透過する状態になり、図６（Ａ）の場合と同じ線量のＸ線が入射したとしても、図６（Ｂ）の場合にはシンチレーター素材Ｓｃでの発光量が少なくなってしまう。 That is, as shown in FIG. 6A, since the X-rays enter the scintillator surface substantially perpendicularly at the center of the scintillator 16B, when the X-rays enter the scintillator material Sc, the X-rays are all of the scintillator material Sc. Will be transparent. On the other hand, for example, as shown in FIG. 6B, if the scintillator material Sc is formed perpendicularly to the scintillator surface, when the X-rays are obliquely entered at the periphery of the scintillator, the X-rays of the scintillator material Sc Even if X-rays having the same dose as in the case of FIG. 6 (A) are incident, the amount of light emitted from the scintillator material Sc is reduced in the case of FIG. 6 (B). .
しかし、図６（Ｃ）に示す本実施例の場合のように、シンチレーター素材ＳｃがＸ線発生装置１１からコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されていると、シンチレーター１６Ｂの周縁部でＸ線が斜入しても、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃの全部を透過する状態になる。そのため、本実施例のように構成することで、同じ線量のＸ線が入射した場合に、Ｘ線が斜入するシンチレーター１６Ｂの周縁部での発光強度を、シンチレーター１６Ｂの中央部での発光強度と同じにすることが可能となる。 However, as in the case of the present embodiment shown in FIG. 6C, when the scintillator material Sc is formed in parallel to the X-rays irradiated in a cone beam shape from the X-ray generator 11, the peripheral edge of the scintillator 16B Even if the X-rays are obliquely entered, the X-rays are transmitted through the entire scintillator material Sc. Therefore, by configuring as in the present embodiment, when X-rays having the same dose are incident, the emission intensity at the peripheral edge of the scintillator 16B into which the X-rays are obliquely incident is changed to the emission intensity at the center of the scintillator 16B. Can be the same.
［Ｇ１格子がＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることについて］
一方、上記の第１の実施例や第２の実施例では、位相格子であるＧ１格子１４は、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされている。以下、この点について説明する。
[G1 lattice can be retracted to a position that does not block X-rays]
On the other hand, in the first and second embodiments described above, the G1 grating 14 that is a phase grating can be retracted to a position that does not block the X-rays emitted from the X-ray generator 11. Hereinafter, this point will be described.
なお、この構成については第１の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１においても第２の実施例に係るＸ線タルボ撮影装置１＊においても同じであり、以下、まとめて本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊という。また、以下では、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊の作用についてもあわせて説明する。 Note that this configuration is the same in both the X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to the first example and the X-ray Talbot imaging apparatus 1 * according to the second example. It is called X-ray Talbot imaging device 1, 1 * . In the following, the operation of the X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * according to the present embodiment will also be described.
本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊は、図３や図４に示したように、Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置１１を備えており、被写体Ｈは、位相格子であるＧ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置されるように構成されている。 The X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * according to the present embodiment includes an X-ray generator 11 that irradiates X-rays in a cone beam shape as shown in FIG. 3 and FIG. The phase grating is arranged between the G1 grating 14 and the G2 grating 15.
そのため、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊では、被写体ＨをＧ１格子１４の下側に配置して的確に撮影を行うことが可能となり、被写体台１３の高さがさほど高くならないため、被写体Ｈである患者が被写体台１３の脇に着座して手や腕等を被写体台１３上に載せて撮影を行ったり、或いは患者が被写体台１３上に脚等を載せて撮影を行うことが可能となり、患者に負担をかけることなく撮影を行うことが可能となる。 Therefore, in the X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * according to the present embodiment, it is possible to accurately perform imaging by arranging the subject H below the G1 lattice 14, and the height of the subject table 13 is so high. Therefore, the patient who is the subject H sits on the side of the subject table 13 and places his / her hands and arms on the subject table 13 to take a picture, or the patient puts his / her legs on the subject table 13 and takes a picture. It is possible to perform imaging without burdening the patient.
また、Ｇ１格子１４を大幅に大きくすることなく、Ｇ２格子１５やＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂの大面積化を図ることが可能となるため、患者の手指の関節部分等は勿論、それよりも大きな膝や肘、肩等の関節部分の軟骨や軟部組織等を撮影することが可能となる等の様々なメリットがある。 Further, since it is possible to increase the area of the G2 grating 15 and the scintillator 16B of the X-ray detector 16 without significantly increasing the G1 grating 14, the joint portion of the patient's finger, etc., of course, There are various merits such as being able to photograph cartilage and soft tissue of joints such as large knees, elbows and shoulders.
［生じ得る問題点について］
しかし、上記のようにＧ１格子１４を被写体ＨよりもＸ線発生装置１１に近い側に設けると、以下のような種々の問題点が生じ得る。ここで、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊においてＧ１格子１４を被写体ＨよりもＸ線発生装置１１に近い側に設けることで生じ得る問題点について説明する。
[Possible problems]
However, if the G1 grating 14 is provided closer to the X-ray generator 11 than the subject H as described above, the following various problems may occur. Here, problems that may occur when the G1 lattice 14 is provided closer to the X-ray generator 11 than the subject H in the X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * according to the present embodiment will be described.
よく知られているように、図１に示したように被写体ＨをＧ１格子１４のＸ線発生装置１１側に配置する場合（すなわちＸ線発生装置１１とＧ１格子１４との間に配置する場合）と同様に、本実施形態のように、被写体ＨをＧ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置する場合でも、被写体ＨをＧ１格子１４に近づけるほどＸ線検出器１６で撮影されるモアレ画像Ｍｏの信号値が大きくなるため望ましい。 As is well known, when the subject H is arranged on the X-ray generator 11 side of the G1 grating 14 as shown in FIG. 1 (that is, between the X-ray generator 11 and the G1 grating 14). ), Even when the subject H is arranged between the G1 grating 14 and the G2 grating 15 as in the present embodiment, the moire imaged by the X-ray detector 16 as the subject H approaches the G1 grating 14. This is desirable because the signal value of the image Mo becomes large.
また、Ｇ２格子１５上やＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂ上にモアレ画像Ｍｏを的確に形成するためには、位相格子であるＧ１格子１４の位置合わせをμｍオーダー或いはサブミクロンオーダーで行うことが必要になるが、上記のように、被写体ＨをＧ１格子１４の近傍に配置する場合、撮影に向けて被写体Ｈのポジショニング等を行う際に、被写体Ｈである患者の身体等がＧ１格子１４に接触したりぶつかったりしてしまい、Ｇ１格子１４の位置がずれたり傾いたりしてしまう可能性がある。 Further, in order to accurately form the moiré image Mo on the G2 grating 15 or the scintillator 16B of the X-ray detector 16, the alignment of the G1 grating 14 which is a phase grating can be performed on the order of μm or submicron. Although it is necessary, when the subject H is arranged in the vicinity of the G1 lattice 14 as described above, the body of the patient who is the subject H is placed on the G1 lattice 14 when the subject H is positioned for photographing. There is a possibility that the G1 lattice 14 is displaced or tilted due to contact or collision.
Ｘ線タルボ撮影装置１、１＊では、通常、Ｘ線発生装置１１から照射されたＸ線はＧ１格子１４の所でピントがあうように構成されている。そのため、Ｇ１格子１４の位置がずれたり傾いたりすると、Ｇ２格子１５上やＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂ上にモアレ画像Ｍｏが形成されなくなってモアレ画像Ｍｏを撮影することができなくなったり、モアレ画像Ｍｏが適切に形成されなくなりモアレ画像Ｍｏを的確に撮影することができなくなったりする。そのため、微分位相画像等の再構成画像を生成できなくなったり、生成できたとしても正常でない再構成画像しか得られなくなるという問題が生じ得る。 In the X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * , the X-rays emitted from the X-ray generator 11 are usually configured to be focused at the G1 lattice 14. Therefore, if the position of the G1 grating 14 is shifted or tilted, the moire image Mo is not formed on the G2 grating 15 or the scintillator 16B of the X-ray detector 16, and the moire image Mo cannot be photographed. The image Mo is not properly formed, and the moire image Mo cannot be accurately captured. For this reason, there may arise a problem that a reconstructed image such as a differential phase image cannot be generated, or even if it can be generated, only an abnormal reconstructed image can be obtained.
また、このような問題が生じることを避けるため、放射線技師等の撮影者が被写体Ｈのポジショニングを行う際、被写体Ｈである患者の身体がＧ１格子１４に接触しないようにしながらＧ１格子１４の近傍で被写体Ｈのポジショニングを行うのでは、ポジショニングの作業を非常に行いづらくなってしまうという作業上の問題も生じ得る。 In order to avoid such a problem, when a radiographer or other photographer positions the subject H, the patient's body, which is the subject H, does not come into contact with the G1 lattice 14 and the vicinity of the G1 lattice 14. If the subject H is positioned in this way, there may be a problem in work that the positioning work becomes very difficult.
さらに、前述したように、ポジショニングの際、Ｘ線を照射する前にＸ線の代わりに照射野ランプ１１３（図３や図４参照）から可視光を被写体Ｈに照射して位置合わせ等が行われるが、上記のように被写体ＨのＸ線発生装置１１側にＧ１格子１４があると、照射野ランプ１１３から照射された可視光がＧ１格子１４で遮られてしまい被写体Ｈに照射されなくなるため、位置合わせ等を行うことができなくなるといった構造上の問題もある。 Further, as described above, during positioning, the subject H is irradiated with visible light from the irradiation field lamp 113 (see FIGS. 3 and 4) instead of the X-rays before the X-rays are irradiated, and alignment is performed. However, if there is a G1 grating 14 on the X-ray generator 11 side of the subject H as described above, the visible light emitted from the irradiation field lamp 113 is blocked by the G1 grating 14 and is not irradiated to the subject H. There is also a structural problem such that it is impossible to perform alignment and the like.
そこで、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊では、これらの問題を解消するために、上記のように、位相格子であるＧ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させることができるように構成されている。以下、Ｇ１格子１４を退避させるための構成例を挙げて、具体的に説明する。 Therefore, in the X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * according to the present embodiment, in order to solve these problems, the G1 grating 14 that is a phase grating is irradiated from the X-ray generation apparatus 11 as described above. It is configured so that it can be retreated to a position that does not block X-rays. Hereinafter, a configuration example for retracting the G1 lattice 14 will be described in detail.
なお、以下では、Ｇ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を少しも遮らないように構成した場合の構成例について説明するが、必ずしもこのように構成する必要はない。すなわち、第１の実施例のＸ線タルボ撮影装置１（図３参照）では、Ｇ１格子１４は、Ｘ線発生装置１１からＧ２格子１５のスリットＳが形成された部分（図２参照）に照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能であればよく、退避位置は、Ｇ１格子１４が、Ｇ２格子１５のうちスリットＳが形成されていない格子の周縁部やＧ２格子１５の外側等に照射されるＸ線を遮る位置であってもよい。 In the following, a configuration example in which the G1 grating 14 is configured so as not to block any X-rays irradiated from the X-ray generator 11 will be described, but it is not always necessary to configure in this way. That is, in the X-ray Talbot imaging apparatus 1 (see FIG. 3) of the first embodiment, the G1 grating 14 irradiates the portion (see FIG. 2) where the slit S of the G2 grating 15 is formed from the X-ray generator 11. The G1 lattice 14 may irradiate the periphery of the lattice where the slit S is not formed in the G2 lattice 15, the outside of the G2 lattice 15, or the like. It may be a position that blocks X-rays.
また、第２の実施例のＸ線タルボ撮影装置１＊（図４、図５参照）では、Ｇ１格子１４は、Ｘ線発生装置１１からＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂに照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能であればよく、退避位置は、Ｇ１格子１４が、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂが形成されていない部分やＸ線検出器１６の外側等に照射されるＸ線を遮る位置であってもよい。 In the X-ray Talbot imaging apparatus 1 * of the second embodiment (see FIGS. 4 and 5), the G1 grating 14 is irradiated with X-rays irradiated from the X-ray generator 11 to the scintillator 16B of the X-ray detector 16. The G1 grating 14 can be retracted to a position where the scintillator 16B of the X-ray detector 16 is not formed, or the X-ray irradiated to the outside of the X-ray detector 16 or the like. It may be a position that blocks.
［構成例１：スライド方式］
Ｘ線を遮らない位置にＧ１格子１４を退避させる構成としては、例えば図７（Ａ）、（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４を面方向（すなわち図中のｘｙ平面方向）に移動させるように構成することが可能である。なお、以下の各図においても同様であるが、図７（Ａ）は、Ｇ１格子１４が、Ｘ線発生装置１１からＸ線が照射される位置に投入された状態を表し、図７（Ｂ）は、Ｇ１格子１４が、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避した状態を表す図である。
[Configuration Example 1: Slide method]
For example, as shown in FIGS. 7A and 7B, the G1 grating 14 is moved in the plane direction (that is, the xy plane direction in the drawing) as a configuration for retracting the G1 grating 14 to a position where the X-ray is not blocked. It can be configured as follows. Although the same applies to each of the following drawings, FIG. 7A shows a state in which the G1 lattice 14 is thrown into a position where X-ray generator 11 emits X-rays, and FIG. ) Is a diagram showing a state in which the G1 lattice 14 is retracted to a position where the X-rays irradiated from the X-ray generator 11 are not blocked.
なお、以下の各図においても同様であるが、図７（Ａ）、（Ｂ）では、照射されるＸ線としてＸ線の光軸中心Ｃａのみが記載されているが、前述したように、実際には、Ｘ線はＸ線発生装置１１からコーンビーム状に照射される（図３や図４等参照）。 In addition, although it is the same also in each following figure, in FIG. 7 (A), (B), only the optical axis center Ca of X-ray is described as irradiated X-ray, However, as mentioned above, Actually, X-rays are emitted from the X-ray generator 11 in the shape of a cone beam (see FIGS. 3 and 4).
また、下記の各構成例においても同様であるが、前述したように、Ｇ１格子１４の位置合わせはμｍオーダーやサブミクロンオーダーで行う必要があるため、Ｇ１格子１４の退避動作は、放射線技師等の撮影者が手動等で行うのではなく、図示を省略するが、対象物（この場合はＧ１格子１４（構成例１〜３の場合）や後述する回動軸Ａ（構成例４の場合））を精密に移動させたり回動させることが可能な駆動機構で行うように構成される。 The same applies to each of the following configuration examples. However, as described above, since the alignment of the G1 grating 14 needs to be performed in the μm order or submicron order, the retracting operation of the G1 grating 14 is performed by a radiation technician or the like. Although not shown manually by the photographer, the object (in this case, the G1 lattice 14 (in the case of the configuration examples 1 to 3) and the rotation axis A described later (in the case of the configuration example 4) are omitted. ) With a drive mechanism that can be moved and rotated precisely.
［構成例２：跳ね上げ方式］
また、例えば図８（Ａ）、（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線の照射方向（図中のＣａ参照。すなわちｚ方向）に直交する軸（ｘ方向）を中心に回動させることで、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるように構成することも可能である。
[Configuration example 2: flip-up method]
Further, for example, as shown in FIGS. 8A and 8B, the G1 lattice 14 is orthogonal to the X-ray irradiation direction (see Ca in the drawing, ie, the z direction) irradiated from the X-ray generator 11. By rotating about the axis (x direction), the X-ray emitted from the X-ray generator 11 can be retreated to a position where it is not blocked.
その際、本実施形態では、Ｘ線発生装置１１からＸ線がコーンビーム状に照射されるため、図９（Ａ）に示すように、Ｇ１格子１４をＸ線発生装置１１から遠ざかる向きに回動させるように構成すると、Ｇ１格子１４がＸ線を遮らない位置に退避させるためには、Ｇ１格子１４を当該向きに９０°以上回動させなければならなくなる。 At this time, in this embodiment, since the X-ray is emitted from the X-ray generator 11 in a cone beam shape, the G1 grating 14 is rotated in a direction away from the X-ray generator 11 as shown in FIG. If it is configured to move, in order for the G1 grating 14 to retreat to a position where it does not block X-rays, the G1 grating 14 must be rotated by 90 ° or more in that direction.
それに対し、図８（Ｂ）に示したようにＧ１格子１４をＸ線発生装置１１に向かう方向に回動させるように構成すると、図９（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４を当該方向に９０°まで回動させなくてもＧ１格子１４がＸ線を遮らない位置に退避させることが可能となる。 On the other hand, when the G1 grating 14 is configured to rotate in the direction toward the X-ray generator 11 as shown in FIG. 8B, the G1 grating 14 is moved in the direction as shown in FIG. 9B. Even if it is not rotated up to 90 °, the G1 grating 14 can be retreated to a position where it does not block the X-rays.
このように、図８（Ｂ）や図９（Ｂ）に示したようにＧ１格子１４をＸ線発生装置１１に向かう方向に回動させるように構成すれば、Ｇ１格子１４を回動させなければならない回動角をより小さくすることが可能となる。また、このように構成すれば、Ｇ１格子１４を下方の被写体Ｈ（図３や図４参照）から遠ざかる方向に回動させることになり、被写体ＨがＧ１格子１４に接触したりぶつかったりしないようにすることが可能となり好ましい。 In this way, if the G1 grating 14 is configured to rotate in the direction toward the X-ray generator 11 as shown in FIGS. 8B and 9B, the G1 grating 14 must be rotated. It becomes possible to make the rotation angle which must be made smaller. Also, with this configuration, the G1 lattice 14 is rotated in a direction away from the subject H below (see FIGS. 3 and 4), so that the subject H does not touch or collide with the G1 lattice 14. This is preferable.
なお、この構成例２では、上記のように、Ｇ１格子１４をＸ線の照射方向に直交する軸を中心に回動させるが、この場合の「直交」や下記の「平行」等は、必ずしも正確に直交したり平行であったりする必要はなく、直交する方向や平行な方向からある程度の範囲内のずれは許容される。 In this configuration example 2, as described above, the G1 lattice 14 is rotated around an axis orthogonal to the X-ray irradiation direction. In this case, “orthogonal”, “parallel” below, etc. There is no need to be exactly orthogonal or parallel, and deviation within a certain range from the orthogonal direction or the parallel direction is allowed.
［構成例３：面方向への回動方式］
また、例えば図１０（Ａ）、（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線の照射方向（図中のＣａ参照。すなわちｚ方向）に平行な軸を中心に回動させることで（すなわちＧ１格子１４を面方向に回動させることで）、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるように構成することも可能である。
[Configuration Example 3: Method of rotating in the surface direction]
For example, as shown in FIGS. 10A and 10B, the G1 lattice 14 is parallel to the X-ray irradiation direction (refer to Ca in the figure, ie, the z direction) irradiated from the X-ray generator 11. It can also be configured to retreat to a position that does not block the X-rays emitted from the X-ray generator 11 by rotating about the axis (that is, rotating the G1 grating 14 in the plane direction). It is.
その際、例えば図１１（Ａ）の平面図に示すように、矩形状に形成されたＧ１格子１４の辺部を中心にＧ１格子１４を回動させるように構成すると、Ｇ１格子１４を例えば９０°回動させた場合には、Ｇ１格子１４がＸ線発生装置１１から照射されるＸ線（図中のαの領域参照）を遮らない位置に退避させることができない。 At this time, for example, as shown in the plan view of FIG. 11A, if the G1 lattice 14 is rotated around the side of the G1 lattice 14 formed in a rectangular shape, the G1 lattice 14 is, for example, 90 When rotated, the G1 grating 14 cannot be retreated to a position where it does not block the X-rays (see the region α in the figure) irradiated from the X-ray generator 11.
それに対し、図１１（Ｂ）に示すように、矩形状に形成されたＧ１格子１４の角部を中心にＧ１格子１４を回動させるように構成すると、Ｇ１格子１４を９０°程度回動させれば、Ｇ１格子１４を、Ｘ線（図中のαの領域参照）を遮らない位置に退避させることが可能となる。 On the other hand, as shown in FIG. 11B, when the G1 lattice 14 is configured to rotate around the corner of the rectangular G1 lattice 14, the G1 lattice 14 is rotated about 90 °. Then, the G1 lattice 14 can be retracted to a position that does not block the X-rays (see the region α in the figure).
そのため、この構成例３を採用する場合には、図１１（Ｂ）に示したように、矩形状に形成されたＧ１格子１４の角部を中心にＧ１格子１４を回動させるように構成することが好ましい。なお、図１０（Ｂ）では、Ｇ１格子１４を、その角部を中心に１８０°回動させた場合が示されている。 Therefore, when this configuration example 3 is adopted, as shown in FIG. 11B, the G1 lattice 14 is rotated around the corner portion of the G1 lattice 14 formed in a rectangular shape. It is preferable. Note that FIG. 10B shows a case where the G1 lattice 14 is rotated 180 degrees around its corners.
［構成例４：照射野ランプ等と同時に回動させる方式］
一方、例えば図１２（Ａ）、（Ｂ）に示すように、Ｇ１格子１４と前述した照射野ランプ１１３とを、回動軸Ａを軸として同軸に形成する。すなわち、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３とをそれぞれ回動軸Ａに取り付けるように構成する。なお、回動軸Ａは、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線の照射方向（図中のＣａ参照。すなわちｚ方向）に平行に設けられている。
[Configuration Example 4: Method of rotating simultaneously with irradiation field lamp, etc.]
On the other hand, for example, as shown in FIGS. 12A and 12B, the G1 lattice 14 and the irradiation field lamp 113 described above are formed coaxially with the rotation axis A as an axis. That is, the G1 grid 14 and the irradiation field lamp 113 are each attached to the rotation axis A. The rotation axis A is provided in parallel to the X-ray irradiation direction (see Ca in the drawing, ie, the z direction) irradiated from the X-ray generator 11.
そして、照射野ランプ１１３は、Ｘ線発生装置１１に近い側で回動軸Ａからそれに直交する方向に突出され、Ｇ１格子１４は、Ｘ線発生装置１１から遠い側で回動軸Ａからそれに直交する方向に突出されているが、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３とが回動軸Ａから互いに反対側に突出するように取り付けられている。 The irradiation field lamp 113 protrudes in a direction perpendicular to the rotation axis A on the side close to the X-ray generator 11, and the G1 grating 14 is moved from the rotation axis A on the side far from the X-ray generator 11. Although projecting in the orthogonal direction, the G1 grid 14 and the irradiation field lamp 113 are attached so as to project from the rotation axis A to the opposite sides.
そして、回動軸Ａを回動させて、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３とを回動軸Ａを中心に同時に回動させることで、Ｇ１格子１４を、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるように構成することも可能である。 Then, the rotation axis A is rotated, and the G1 grating 14 and the irradiation field lamp 113 are simultaneously rotated around the rotation axis A, whereby the G1 grating 14 is irradiated from the X-ray generator 11. It is also possible to configure to retreat to a position where X-rays are not blocked.
この場合、図１２（Ａ）に示した状態で回動軸Ａを回動させると図１２（Ｂ）に示した状態になり、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置への位相格子１４の退避動作と、前述したように可視光を照射可能な位置への照射野ランプ１１３の投入動作とが同時に行われる。また、図１２（Ｂ）に示した状態で回動軸Ａを回動させると図１２（Ａ）に示した状態になり、Ｘ線が照射される位置へのＧ１格子１４の投入動作と、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置への照射野ランプ１１３の退避動作とが同時に行われるようになる。 In this case, when the rotation axis A is rotated in the state shown in FIG. 12A, the state shown in FIG. 12B is obtained, and the X-rays emitted from the X-ray generator 11 are not blocked. The retracting operation of the phase grating 14 and the turning-on operation of the irradiation field lamp 113 to the position where visible light can be irradiated as described above are simultaneously performed. Further, when the rotation axis A is rotated in the state shown in FIG. 12B, the state shown in FIG. 12A is obtained, and the operation of inserting the G1 lattice 14 to the position irradiated with X-rays; The retracting operation of the irradiation field lamp 113 to a position that does not block the X-rays irradiated from the X-ray generator 11 is performed simultaneously.
そのため、このように構成すれば、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３の投入動作や退避動作を１つの駆動機構を用いて行うことが可能となるため、それとは別に照射野ランプ１１３をＸ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避させるための移動装置を設ける必要がなくなる。また、Ｇ１格子１４と照射野ランプ１１３の投入動作や退避動作を同時に行うことが可能となるため、それらを別々に行う場合に比べて放射線技師等の撮影者の操作が楽になるといったメリットがある。 Therefore, with this configuration, the G1 grid 14 and the irradiation field lamp 113 can be turned on and off using a single drive mechanism, so that the irradiation field lamp 113 generates X-rays separately. There is no need to provide a moving device for retreating to a position that does not block X-rays emitted from the device 11. In addition, since the G1 grid 14 and the irradiation field lamp 113 can be turned on and off at the same time, there is a merit that the operation of the radiographer or other photographer becomes easier compared to the case where these operations are performed separately. .
［効果］
以上のように、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊によれば、位相格子であるＧ１格子１４が、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされているため、被写体Ｈを、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置するように構成する場合（図３や図４等参照）に発生し得る種々の問題を的確に解消することが可能となる。
[effect]
As described above, according to the X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * according to this embodiment, the G1 grating 14, which is a phase grating, can be retracted to a position that does not block the X-rays emitted from the X-ray generator 11. Therefore, various problems that may occur when the subject H is configured to be disposed between the G1 lattice 14 and the G2 lattice 15 (see FIG. 3 and FIG. 4) are accurately solved. Is possible.
すなわち、上記のようにＧ１格子１４を退避させるため、撮影に向けて被写体Ｈのポジショニング等を行う際に被写体Ｈである患者の身体等がＧ１格子１４に接触したりぶつかったりするといった問題を的確に解消することが可能となり、すなわちそのような事態が生じることを的確に防止することが可能となる。そのため、モアレ画像Ｍｏを的確に撮影することが可能となり、微分位相画像（図１３参照）等の再構成画像を的確に生成することが可能となる。 In other words, since the G1 lattice 14 is retracted as described above, the problem that the patient's body as the subject H comes into contact with or collides with the G1 lattice 14 when the subject H is positioned for photographing, etc. Therefore, it is possible to accurately prevent such a situation from occurring. Therefore, the moire image Mo can be accurately captured, and a reconstructed image such as a differential phase image (see FIG. 13) can be accurately generated.
また、上記のようにＧ１格子１４を退避させれば、放射線技師等の撮影者が被写体Ｈのポジショニングを行う際にＧ１格子１４が邪魔になるといった問題を的確に解消することが可能となり、撮影者が、Ｇ１格子１４が邪魔にならない状態でポジショニングの作業を楽にかつ的確に行うことが可能となる。 Further, if the G1 lattice 14 is retracted as described above, the problem that the G1 lattice 14 becomes an obstacle when a radiographer or other photographer positions the subject H can be solved accurately. The person can perform the positioning work easily and accurately in a state where the G1 lattice 14 does not get in the way.
さらに、上記のようにＧ１格子１４を退避させることで、ポジショニングの際に照射野ランプ１１３から可視光を被写体Ｈに照射して位置合わせ等を行う際に、照射野ランプ１１３から照射された可視光がＧ１格子１４で遮られてしまい被写体Ｈに照射されなくなるといった問題を的確に解消することが可能となり、Ｇ１格子１４に遮られずに照射野ランプ１１３から可視光を照射して的確に位置合わせ等を行うことが可能となる。 Further, by retracting the G1 lattice 14 as described above, the visible field irradiated from the irradiation field lamp 113 is used when positioning is performed by irradiating the subject H with visible light from the irradiation field lamp 113 during positioning. The problem that the light is blocked by the G1 grating 14 and is not irradiated to the subject H can be solved accurately, and the visible light is irradiated from the irradiation field lamp 113 without being blocked by the G1 grating 14 and the position is accurately determined. It is possible to perform matching and the like.
［被写体台を移動させることについて］
なお、前述したように、被写体ＨをＧ１格子１４に近づけるほどＸ線検出器１６で撮影されるモアレ画像Ｍｏの信号値が大きくなる。そのため、撮影時には、ポジショニングが完了した被写体Ｈを撮影位置に配置した状態で被写体台１３（図３や図４等参照）をＧ１格子１４に向かう方向（図３や図４等ではｚ方向）に移動させて、被写体ＨをＧ１格子１４に近づけることが好ましい。
[About moving the subject table]
As described above, the closer the subject H is to the G1 lattice 14, the greater the signal value of the moire image Mo photographed by the X-ray detector 16. Therefore, at the time of shooting, the subject H 13 in which the positioning has been completed is arranged at the shooting position, and the subject table 13 (see FIGS. 3 and 4) is directed toward the G1 lattice 14 (z direction in FIGS. 3 and 4). It is preferable to move the subject H closer to the G1 lattice 14 by moving it.
一方、被写体Ｈのポジショニング時等には、被写体Ｈである患者の身体がＧ１格子１４に接触したりぶつかったりしないようにするために、被写体ＨをＧ１格子１４からできるだけ離しておいた方がよい。そのため、被写体Ｈのポジショニング時等には、被写体台１３をＧ１格子１４から離れる方向（図３や図４等ではｚ方向だが上記とは逆向き）に移動させて、被写体ＨをＧ１格子１４から遠ざけることが好ましい。 On the other hand, when positioning the subject H, it is better to keep the subject H as far as possible from the G1 lattice 14 so that the patient's body, which is the subject H, does not touch or collide with the G1 lattice 14. . Therefore, when positioning the subject H, the subject base 13 is moved in a direction away from the G1 lattice 14 (the z direction in FIGS. 3 and 4 is opposite to the above), and the subject H is moved away from the G1 lattice 14. It is preferable to keep away.
そのため、Ｘ線タルボ撮影装置１、１＊に、被写体台１３をＧ１格子１４の方向（Ｇ１格子１４に向かう方向とＧ１格子１４から離れる方向を含む。すなわち図３や図４等ではｚ方向）に移動させるための図示しない移動装置を設け、移動装置により、被写体台１３がＧ１格子１４の方向に移動可能とされていることが望ましい。 Therefore, the X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * includes the subject table 13 in the direction of the G1 grating 14 (including the direction toward the G1 grating 14 and the direction away from the G1 grating 14, that is, the z direction in FIGS. 3 and 4). It is desirable that a moving device (not shown) for moving the subject table 13 is movable in the direction of the G1 lattice 14 by the moving device.
［プレ撮影について］
また、被写体Ｈのポジショニングの際、Ｘ線発生装置１１から弱いＸ線を照射してプレ撮影を行い、放射線技師等の撮影者が、撮影した画像を見ながら被写体Ｈのポジショニングを行う場合がある。そして、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１、１＊では、被写体Ｈのポジショニングの際には、上記のように、Ｇ１格子１４はＸ線発生装置１１から照射されるＸ線を遮らない位置に退避される。
[About pre-shooting]
Further, when the subject H is positioned, pre-imaging is performed by irradiating weak X-rays from the X-ray generation device 11, and a radiographer or other photographer may position the subject H while viewing the captured image. . In the X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * according to the present embodiment, the G1 grating 14 does not block the X-rays emitted from the X-ray generator 11 as described above when positioning the subject H. Retreated to position.
そのため、放射線技師等の撮影者は、Ｇ１格子１４が邪魔にならない状態で、Ｘ線発生装置１１から弱いＸ線を照射してプレ撮影を行いながら被写体Ｈのポジショニングを行うことが可能となり、被写体Ｈのポジショニングを的確に行うことが可能となるとともに、被写体Ｈである患者の身体がＧ１格子１４に接触したりぶつかったりすることなく的確にポジショニングを行うことが可能となる。 Therefore, a radiographer or other photographer can position the subject H while performing pre-imaging by irradiating weak X-rays from the X-ray generator 11 while the G1 lattice 14 is not in the way. The positioning of H can be performed accurately, and the patient's body as the subject H can be positioned accurately without contacting or colliding with the G1 lattice 14.
なお、例えば、Ｘ線タルボ撮影装置１、１＊を使用していない時に、Ｇ１格子１４を退避位置に退避させておくように構成することも可能である。 For example, when the X-ray Talbot imaging apparatus 1, 1 * is not used, the G1 lattice 14 can be retracted to the retracted position.
また、本発明が上記の実施形態等に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。 Moreover, it goes without saying that the present invention is not limited to the above-described embodiment and the like, and can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention.
１、１＊ Ｘ線タルボ撮影装置
１１ Ｘ線発生装置
１３ 被写体台
１４ Ｇ１格子
１５ Ｇ２格子
１６ Ｘ線検出器
１６Ａ 変換素子
１６Ｂ シンチレーター
１１３ 照射野ランプ
Ａ 回動軸
Ｈ 被写体
Ｍｏ モアレ画像
Ｓ スリット
Ｓｃ シンチレーター素材
Ｓｎ 非シンチレーター素材
1, 1 * X-ray Talbot imaging device 11 X-ray generator 13 Subject table 14 G1 grating 15 G2 grating 16 X-ray detector 16A Conversion element 16B Scintillator 113 Irradiation field lamp A Rotating axis H Subject Mo Moire image S Slit Sc Scintillator Material Sn Non-scintillator material
Claims (11)
吸収格子であるＧ２格子と、
Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置と、
モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
被写体を撮影位置に配置する被写体台と、
を備えるＸ線タルボ撮影装置において、
前記被写体台は、前記Ｇ１格子と前記Ｇ２格子との間に配置され、
前記Ｇ１格子は、前記Ｘ線発生装置から前記Ｇ２格子のスリットが形成された部分に照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることを特徴とするＸ線タルボ撮影装置。 A G1 grating that is a phase grating;
A G2 lattice which is an absorption lattice;
An X-ray generator that emits X-rays in the shape of a cone beam;
An X-ray detector for taking a moire image;
A subject base for placing the subject at the shooting position;
In an X-ray Talbot imaging apparatus comprising:
The subject table is disposed between the G1 lattice and the G2 lattice,
The X-ray Talbot imaging apparatus characterized in that the G1 grating can be retracted to a position that does not block X-rays irradiated from the X-ray generator to a portion of the G2 grating where slits are formed.
Ｘ線をコーンビーム状に照射するＸ線発生装置と、
モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
被写体を撮影位置に配置する被写体台と、
を備えるＸ線タルボ撮影装置において、
前記被写体台は、前記Ｇ１格子と前記Ｘ線検出器との間に配置され、
前記Ｘ線検出器は、照射されたＸ線を別の波長の電磁波に変えて変換素子に照射するシンチレーターを備えており、
前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターは、前記Ｇ１格子の自己像が像を結ぶ位置に配置されており、かつ、シンチレーター素材と非シンチレーター素材とが面方向に交互に形成されており、
前記Ｇ１格子は、前記Ｘ線発生装置から前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターに照射されるＸ線を遮らない位置に退避可能とされていることを特徴とするＸ線タルボ撮影装置。 A G1 grating that is a phase grating;
An X-ray generator that emits X-rays in the shape of a cone beam;
An X-ray detector for taking a moire image;
A subject base for placing the subject at the shooting position;
In an X-ray Talbot imaging apparatus comprising:
The subject table is disposed between the G1 grating and the X-ray detector,
The X-ray detector includes a scintillator that changes the irradiated X-rays into electromagnetic waves of different wavelengths and irradiates the conversion element,
The scintillator of the X-ray detector is disposed at a position where the self-image of the G1 lattice connects the images, and the scintillator material and the non-scintillator material are alternately formed in the plane direction,
The X-ray Talbot imaging apparatus characterized in that the G1 grating can be retracted to a position that does not block the X-rays irradiated to the scintillator of the X-ray detector from the X-ray generator.
前記Ｇ１格子および前記照射野ランプは、前記Ｘ線発生装置から照射されるＸ線の照射方向に平行な回動軸から互いに反対側に突出するように取り付けられており、
前記Ｇ１格子および前記照射野ランプが前記回動軸を中心に回動されることで、前記Ｘ線発生装置から照射されるＸ線を遮らない位置への前記Ｇ１格子の退避動作および可視光を照射可能な位置への前記照射野ランプの投入動作と、前記Ｘ線発生装置から照射されるＸ線が照射される位置への前記Ｇ１格子の投入動作および前記Ｘ線発生装置から照射されるＸ線を遮らない位置への前記照射野ランプの退避動作とがそれぞれ同時に行われるように構成されていることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか一項に記載のＸ線タルボ撮影装置。 An irradiation field lamp for irradiating the subject with visible light before imaging by irradiating with X-rays;
The G1 grid and the irradiation field lamp are attached so as to protrude on opposite sides from a rotation axis parallel to the irradiation direction of the X-rays irradiated from the X-ray generator,
The G1 grating and the irradiation field lamp are rotated around the rotation axis, so that the G1 grating is retracted to a position that does not block the X-rays emitted from the X-ray generator and visible light is emitted. An operation for putting the irradiation field lamp into an irradiable position, an operation for putting the G1 lattice into a position where the X-ray emitted from the X-ray generator is irradiated, and an X emitted from the X-ray generator The X-ray Talbot imaging according to any one of claims 1 to 3, wherein the irradiation field lamp is retracted to a position where the line is not blocked at the same time. apparatus.
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