WO2020039660A1 - Ｘ線位相イメージング装置 - Google Patents

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WO2020039660A1
WO2020039660A1 PCT/JP2019/018282 JP2019018282W WO2020039660A1 WO 2020039660 A1 WO2020039660 A1 WO 2020039660A1 JP 2019018282 W JP2019018282 W JP 2019018282W WO 2020039660 A1 WO2020039660 A1 WO 2020039660A1
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dark
ray
value
processing unit
image processing
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PCT/JP2019/018282
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French (fr)
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太郎 白井
木村　健士
貴弘 土岐
直樹 森本
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株式会社島津製作所
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/041—Phase-contrast imaging, e.g. using grating interferometers
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray phase imaging apparatus, and more particularly, to an X-ray phase imaging apparatus including an image processing unit that generates a dark field image.
  • an X-ray phase imaging apparatus including an image processing unit that generates a dark field image is known.
  • Such an X-ray phase imaging apparatus is disclosed, for example, in M. Bech, et al., “Quantitative x-ray dark-field computed tomography” PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY 55 (2010) P.5529-P.5539. I have.
  • the present invention has been made to solve the above-described problem, and one object of the present invention is to reconstruct a dark-field image using a plurality of dark-field images having non-uniform scattering degrees.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray phase imaging apparatus capable of suppressing a reconstructed image of a subject from being blurred.
  • an X-ray phase imaging apparatus includes an X-ray source, a detector that detects X-rays emitted from the X-ray source, an X-ray source and a detector.
  • a first grating which is arranged between the first grating and the X-ray from the X-ray source, and a second grating, which is arranged between the first grating and the detector and is irradiated with the X-ray from the first grating.
  • a rotating mechanism for relatively rotating an object an imaging system constituted by an X-ray source, a detector, and a plurality of gratings, and a plurality of rotations when the rotating mechanism rotates the imaging system.
  • an image processing unit that generates a dark-field image caused by the scattering of the X-rays.
  • the image processing unit is configured to reconstruct a plurality of dark-field images corresponding to each of the plurality of rotation angles. It is configured to perform control to make the total value of the X-ray scattering coefficient in the pixel substantially uniform among a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of rotation angles.
  • the degree of scattering of the dark-field image depends on the total value of the scattering coefficient of each pixel. Therefore, the total value of the X-ray scattering coefficient of each pixel is calculated between a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of rotation angles. , The degree of X-ray scattering in each dark-field image can be easily made uniform.
  • the image processing unit may calculate the X-ray scattering coefficient of each pixel as a logarithmic value of a value obtained by dividing the sharpness when the subject is provided by the sharpness when the subject is not provided. It is configured to perform control to make the total value substantially uniform among a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of rotation angles.
  • the total value of the X-ray scattering coefficient of each pixel can be easily made substantially uniform among a plurality of dark-field images.
  • the image processing unit converts the total value of the logarithmic values into a plurality of darkness values corresponding to a plurality of rotation angles.
  • the correction is performed so as to be substantially uniform between the field images.
  • the sum of the logarithmic values can be relatively easily reduced between the plurality of dark-field images, as compared with a case where the imaging conditions and the like are adjusted before the dark-field image is acquired and the total value of the logarithmic values is equalized. It can be uniform.
  • the image processing unit performs the correction by dividing the logarithmic value at each pixel before correction by the total value of the logarithmic values at each pixel before correction and multiplying the divided value by a predetermined normalization coefficient.
  • the image processing unit performs the correction by dividing the logarithmic value at each pixel before correction by the total value of the logarithmic values at each pixel before correction and multiplying the divided value by a predetermined normalization coefficient.
  • the normalization coefficient is an average value of a total value of logarithmic values in each of a plurality of dark field images corresponding to a plurality of rotation angles. .
  • the total logarithmic value is made substantially uniform among the plurality of dark-field images while suppressing the correction amount of the total value of the logarithmic values in each of the plurality of dark-field images from being excessively increased. can do.
  • the degree of scattering of X-rays (scattering coefficient) in each of the plurality of dark-field images is an inappropriate value (the value before correction). (A value far from the value) can be suppressed. This makes it possible to perform an appropriate comparison when comparing the degrees of X-ray scattering (scattering coefficients) in the dark-field images of different subjects.
  • the normalization coefficient is a preset fixed value.
  • the image processing unit converts the logarithmic value of each pixel after correction into an exponential value. It is configured to generate a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of rotation angles based on the converted index values of the converted pixels. With this configuration, it is possible to return from the state in which the dark field image was converted to a logarithmic value for correction to the state of the dark field image by converting the corrected logarithmic value of each pixel into an exponential value. it can. As a result, a corrected dark field image can be generated.
  • the reconstructed image of the subject becomes unclear due to performing the reconstruction of the dark field image using the plurality of dark field images having non-uniform scattering degrees. Can be suppressed.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of an X-ray phase imaging apparatus according to an embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a subject captured by an X-ray phase imaging apparatus according to one embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram of a subject viewed from the X-ray source side in the X-ray phase imaging apparatus according to one embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a dark-field image generated by an image processing unit.
  • FIG. 4A is a diagram of a dark-field image of a comparative example in which correction by the image processing unit is not performed.
  • FIG. 4B is a diagram of a dark field image in which correction by the image processing unit is performed. It is a figure of the dark field image of this embodiment.
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating control in an image processing unit of the X-ray phase imaging apparatus according to one embodiment.
  • the X-ray phase imaging apparatus 100 generates a dark-field image of the subject T using the diffusion (scattering) of the X-rays that have passed through the subject T. Specifically, the X-ray phase imaging apparatus 100 generates a dark-field image of the subject T using the Talbot effect.
  • the X-ray phase imaging apparatus 100 can be used for imaging the inside of an object in, for example, non-destructive inspection applications.
  • the subject T contains the fiber bundle 10 (see FIG. 2) inside.
  • the subject T is, for example, a carbon fiber reinforced plastic (CFRP) in which carbon fibers are used as the fiber bundle 10 and a resin 11 (see FIG. 2) is used as a base material.
  • CFRP carbon fiber reinforced plastic
  • the fiber bundle is a bundle of a large number of fibers.
  • the fiber bundle 10 is formed in a plate shape by a large number of fibers.
  • FIG. 1 is a diagram of the X-ray phase imaging apparatus 100 viewed from the X direction.
  • the X-ray phase imaging apparatus 100 includes an X-ray source 1, a first grating 2, a second grating 3, a third grating 4, a detector 5, an image processing unit 6,
  • the control unit includes a control unit 7, a rotation mechanism 8, and a grid moving mechanism 9.
  • a direction from the X-ray source 1 toward the first grating 2 is defined as a Z2 direction
  • a direction opposite thereto is defined as a Z1 direction.
  • X direction the left-right direction in a plane orthogonal to the Z direction
  • X2 direction the direction toward the depth of the paper
  • X1 direction the direction toward the near side of the paper
  • a vertical direction in a plane orthogonal to the Z direction is defined as a Y direction
  • an upward direction is defined as a Y1 direction
  • a downward direction is defined as a Y2 direction.
  • the X-ray source 1 is configured to generate X-rays when a high voltage is applied, and to irradiate the generated X-rays in the Z2 direction.
  • the first grating 2 has a plurality of slits 2a arranged at a predetermined period (pitch) d1 in the Y direction and an X-ray phase changing section 2b. Each slit 2a and X-ray phase changing portion 2b are formed so as to extend linearly. The slits 2a and the X-ray phase changing portions 2b are formed so as to extend in parallel.
  • the first grating 2 is a so-called phase grating.
  • the first grating 2 is disposed between the X-ray source 1 and the second grating 3, and is irradiated with X-rays from the X-ray source 1.
  • the first grating 2 is provided to form a self-image (not shown) of the first grating 2 by the Talbot effect.
  • an image (self-image) of the grid is formed at a position separated from the grid by a predetermined distance (Talbot distance). This is called the Talbot effect.
  • the second grating 3 has a plurality of X-ray transmitting portions 3a and X-ray absorbing portions 3b arranged at a predetermined period (pitch) d2 in the Y direction.
  • the X-ray absorbing section 3b extends along the direction in which the X-ray phase changing section 2b extends.
  • Each of the X-ray transmitting portions 3a and the X-ray absorbing portions 3b is formed to extend linearly. Further, each of the X-ray transmitting portions 3a and the X-ray absorbing portions 3b is formed so as to extend in parallel.
  • the second grating 3 is a so-called absorption grating.
  • the first grating 2 and the second grating 3 are gratings having different roles, respectively, and the slit 2a and the X-ray transmitting portion 3a respectively transmit X-rays.
  • the X-ray absorbing section 3b has a role of blocking X-rays, and the X-ray phase changing section 2b changes the phase of X-rays depending on the difference in refractive index from the slit 2a.
  • the second grating 3 is arranged between the first grating 2 and the detector 5, and is irradiated with X-rays that have passed through the first grating 2.
  • the second grating 3 is arranged at a position away from the first grating 2 by a Talbot distance.
  • the second grating 3 interferes with the self-image of the first grating 2 and forms moiré fringes (not shown) on the detection surface of the detector 5.
  • the third grating 4 has a plurality of X-ray transmitting portions 4a and X-ray absorbing portions 4b arranged at a predetermined period (pitch) d3 in the Y direction. Each of the X-ray transmitting portions 4a and the X-ray absorbing portions 4b is formed so as to extend linearly. Further, each of the X-ray transmitting portions 4a and the X-ray absorbing portions 4b is formed so as to extend in parallel.
  • the third grating 4 is a so-called multi-slit.
  • the third grating 4 is arranged between the X-ray source 1 and the first grating 2.
  • the third grating 4 is configured to convert the X-rays from the X-ray source 1 into a multi-point light source by using the X-rays that have passed through the respective X-ray transmitting sections 4a as a line light source.
  • the pitch of the three gratings (the first grating 2, the second grating 3, and the third grating 4) and the distance between the gratings satisfy certain conditions, the X-rays emitted from the X-ray source 1 It is possible to increase coherence. Thereby, the interference intensity can be maintained even if the focal size of the tube of the X-ray source 1 is large.
  • the detector 5 is configured to detect X-rays, convert the detected X-rays into electric signals, and read the converted electric signals as image signals.
  • the detector 5 is, for example, an FPD (Flat @ Panel @ Detector).
  • the detector 5 includes a plurality of conversion elements (not shown) and pixel electrodes (not shown) arranged on the plurality of conversion elements.
  • the plurality of conversion elements and the pixel electrodes are arranged in an array in the X direction and the Y direction at a predetermined cycle (pixel pitch).
  • the detector 5 is configured to output the obtained image signal to the image processing unit 6.
  • the image processing unit 6 is configured to generate an absorption image (not shown) based on the image signal output from the detector 5. Further, the image processing unit 6 is configured to generate a dark-field image (see FIG. 4) due to X-ray scattering based on the X-ray intensity distribution detected by the detector 5.
  • the absorption image is an image of a contrast generated by a difference in X-ray absorption by the subject T. That is, the absorption image is obtained by imaging the transmittance due to X-ray absorption.
  • the dark-field image is obtained by imaging a contrast generated by refraction (scattering) of X-rays due to a fine structure inside the subject T. In other words, the dark-field image is obtained by imaging a decrease in visibility in the detector 5, and the decrease in visibility depends on the degree of scattering of the subject T. That is, the dark field image is obtained by imaging the X-ray scattering of the subject.
  • the image processing unit 6 reconstructs a plurality of absorption images and a plurality of dark-field images captured at each of the plurality of rotation angles while rotating the rotation mechanism 8 to thereby obtain a three-dimensional absorption image ( (Not shown) and a three-dimensional dark-field image (not shown).
  • the image processing unit 6 includes, for example, a processor such as a GPU (Graphics Processing Unit) or an FPGA (Field-Programmable Gate Array) configured for image processing.
  • the control unit 7 includes the subject T, the X-ray source 1, the detector 5, and a plurality of gratings (the first grating 2, the second grating 3, and the third grating 4) by the rotating mechanism 8.
  • the imaging system 200 is configured to rotate relatively. Further, the control unit 7 is configured to step-move the first grating 2 in a direction orthogonal to the lattice direction in the lattice plane by the lattice moving mechanism 9.
  • the X-ray phase imaging apparatus 100 uses a technique (fringe scanning method) of acquiring a reconstructed image from a plurality of moiré fringes (images) obtained by scanning the first grating 2 at regular intervals.
  • Control unit 7 includes a processor such as a CPU (Central Processing Unit), for example.
  • the rotation mechanism 8 is configured to relatively rotate the subject T and the imaging system 200 based on a signal from the control unit 7. Specifically, the rotation mechanism 8 is configured to rotate the subject T relative to the imaging system 200 by rotating the subject T about the axis AR.
  • FIG. 1 illustrates a state in which the direction in which the axis AR extends (the Y direction in FIG. 1) is orthogonal to the grid direction of the plurality of grids (the X direction in FIG. 1). The direction can be changed in a predetermined direction (for example, the Y direction).
  • the lattice direction is a direction in which the lattice pattern of the lattice extends.
  • the grating pattern is a slit 2a, an X-ray phase changing unit 2b, an X-ray transmitting unit 3a, an X-ray absorbing unit 3b, and the like of each grating.
  • the rotation mechanism 8 includes, for example, a rotation stage 8a driven by a motor or the like.
  • the lattice moving mechanism 9 is configured to move the first lattice 2 stepwise in a direction orthogonal to the lattice direction in the lattice plane (XY plane) (Y direction in FIG. 1) based on a signal from the control unit 7. Have been. Specifically, the grating moving mechanism 9 divides the period d1 of the first grating 2 by n, and moves the first grating 2 stepwise by d1 / n. The grating moving mechanism 9 is configured to move the first grating 2 stepwise at least for one period d1 of the first grating 2. Note that n is a positive integer, for example, 9 or the like.
  • the grid moving mechanism 9 includes, for example, a stepping motor, a piezo actuator, and the like.
  • the image processing unit 6 performs photographing in a state where the subject T is not provided.
  • the visibility map obtained at this time is defined as Vb (x, y).
  • the image processing unit 6 performs photographing in a state where the subject T is provided.
  • the visibility map acquired at this time is defined as V (x, y, ⁇ ).
  • the visibility map means visibility (clarity) at a pixel at coordinates (x, y).
  • ⁇ is a relative rotation angle between the subject T controlled by the rotation mechanism 8 and the imaging system 200 (hereinafter, referred to as a CT rotation angle).
  • the projected image of the dark field image at the CT rotation angle ⁇ is V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y).
  • the scatterer in the subject T is fibrous, the X-rays radiated on the subject T are scattered anisotropically. Further, as the CT rotation angle ⁇ changes, the fiber orientation angle projected on the lattice plane changes. For this reason, the direction of X-ray scattering with respect to the direction of the grating differs depending on the CT rotation angle ⁇ . In such a case, the degree of X-ray scattering of the dark field image differs from one another depending on the CT rotation angle ⁇ .
  • the image processing unit 6 when reconstructing a plurality of dark-field images corresponding to each of the plurality of CT rotation angles ⁇ , the image processing unit 6 determines the degree of X-ray scattering in each dark-field image. It is configured to perform alignment control. Specifically, the image processing unit 6 reconstructs a plurality of dark-field images by FBP (Filtered ⁇ Back ⁇ Projection). The image processing unit 6 is configured to perform reconstruction by FBP in a state where the degree of X-ray scattering in each dark field image is uniform.
  • FBP Frtered ⁇ Back ⁇ Projection
  • the image processing unit 6 calculates the X-ray scattering coefficient of each pixel in each of the plurality of dark-field images. It is configured to perform control to make the total value substantially uniform among a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of CT rotation angles ⁇ . Specifically, the image processing unit 6 calculates the total value of the X-ray scattering coefficient of each pixel in a portion of the dark field image that does not include the image of the rotating stage 8a.
  • the image processing unit 6 scatters X-rays at each pixel of the dark-field image corresponding to a portion on the Y1 direction side (subject T side) with respect to the rotary stage 8a (a portion on the Y1 direction side with respect to the broken line in FIG. Calculate the sum of the coefficients.
  • the pixels selected by the image processing unit 6 to calculate the total value are not limited to the above.
  • the image processing unit 6 may calculate the total value of the X-ray scattering coefficients in all the pixels of the dark field image. In the following, each pixel is simply referred to as a dark-field image.
  • the value of the X-ray scattering coefficient at each pixel of the dark-field image is ⁇ log [V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y)] (that is, V (x, y, ⁇ ) / Vb). (Log value of (x, y)). That is, in the present embodiment, the image processing unit 6 calculates the total value of the logarithmic value ( ⁇ log [V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y)]) of each pixel by a plurality of CT rotation angles ⁇ . Is controlled so as to be substantially uniform among a plurality of dark-field images corresponding to.
  • the image processing unit 6 calculates the logarithmic value ( ⁇ log [V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y)] of each pixel in the plurality of dark-field images corresponding to the plurality of CT rotation angles ⁇ . ) Are controlled to be substantially equal to each other.
  • the total value of logarithmic values (log [T (x, y, ⁇ ) / Tb (x, y)]) at each pixel is constant regardless of the CT rotation angle ⁇ .
  • T (x, y, ⁇ ) is a transmission image of each pixel at the CT rotation angle ⁇ when the subject T is provided.
  • Tb (x, y) is a transmission image of each pixel when the subject T is not provided.
  • the image processing unit 6 assigns the total value of the logarithmic value ( ⁇ log [V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y)]) to a plurality of CT rotation angles ⁇ .
  • the correction is performed so as to be substantially uniform among a plurality of dark field images.
  • the image processing unit 6 is configured to perform correction based on each of the generated dark field images after a plurality of dark field images are generated.
  • the image processing unit 6 calculates the logarithmic value ( ⁇ log [V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y)]) of each pixel before correction by using the logarithmic value (“log”) of each pixel before correction.
  • log log
  • -Log [V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y)] a value obtained by dividing the logarithmic value before correction of each pixel by the total value and multiplying the divided value by a predetermined normalization coefficient.
  • the normalization coefficient is A
  • the total value of the logarithmic value ( ⁇ log [V (x, y, ⁇ 1) / Vb (x, y)]) of each pixel before correction is A1.
  • the logarithmic value of each pixel after correction is ⁇ log [V (x, y, ⁇ 1) / Vb (x, y)] ⁇ A / A1.
  • the sum of the corrected logarithmic values of each pixel is A. That is, the sum of the corrected logarithmic values in each pixel is equal to A regardless of the CT rotation angle ⁇ .
  • the normalization coefficient is a logarithmic value ( ⁇ log [V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y)) in each of the plurality of dark-field images corresponding to the plurality of CT rotation angles ⁇ . ])). Specifically, assuming that the total values of logarithmic values when the CT rotation angles are ⁇ 1, ⁇ 2, ⁇ 3,... ⁇ n are A1, A2, A3,. Is (A1 + A2 + A3 +... An) / n. After generating all of the plurality of dark-field images corresponding to the plurality of CT rotation angles ⁇ , the image processing unit 6 calculates a normalization coefficient based on all the dark-field images, and also calculates the calculated normalization coefficient. Is corrected using.
  • the image processing unit 6 converts the logarithmic value of each pixel after correction into an exponent value, and generates a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of CT rotation angles ⁇ based on the converted exponent value of each pixel. It is configured to generate. Specifically, the image processing unit 6 converts a value obtained by multiplying the corrected logarithmic value of each pixel by ⁇ 1 into an exponent value. That is, if the CT rotation angle is ⁇ 1, the normalization coefficient is A, and the total value of the logarithmic value ( ⁇ log [V (x, y, ⁇ 1) / Vb (x, y)]) of each pixel before correction is A1. The exponent value of each pixel after correction is exp ⁇ log [V (x, y, ⁇ 1) / Vb (x, y)] ⁇ A / A1 ⁇ .
  • a dark field image generated when the correction according to the present embodiment is performed is compared with a dark field image generated when the correction is not performed (comparative example).
  • a dark field image generated when the correction according to the present embodiment is performed is compared with a dark field image generated when the correction is not performed (comparative example).
  • the comparative example of FIG. 4A in the dark field image in which no correction is performed, many radial streak artifacts (radial lines) are observed, and the image of the subject T (the rectangular shape at the center) Image) was greatly swollen.
  • FIG. 4A it was confirmed that there was a portion where the background portion was extremely black.
  • the radial streak artifact is reduced in the dark field image when the correction is performed, as compared with the case in FIG. 4A.
  • the bulge of the image of the subject T was reduced.
  • step S1 shooting is performed in a state where the subject T is not provided. At this time, the visibility map Vb (x, y) is obtained.
  • step S2 imaging (CT imaging) is performed with the subject T provided at each of the plurality of CT rotation angles ⁇ . At this time, the visibility map V (x, y, ⁇ ) is obtained at each CT rotation angle ⁇ .
  • step S3 at each CT rotation angle ⁇ , V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y), which is the projected image of the dark field image, is calculated, and the pair of pixels in the dark field image is calculated. Numerical value-log [V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y)] is calculated.
  • step S4 the total value of the logarithmic value -log [V (x, y, ⁇ ) / Vb (x, y)] at each pixel is corrected so as to be substantially uniform among a plurality of dark-field images. I do.
  • step S6 a value obtained by multiplying the corrected logarithmic value by ⁇ 1 is converted into an exponent value, and the projected image of the dark field image at each CT rotation angle ⁇ is restored based on the exponent value at each pixel. Then, in step S6, the plurality of dark field images restored in step S5 are reconstructed.
  • the image processing unit 6 reconstructs a plurality of dark-field images corresponding to each of the plurality of CT rotation angles ⁇
  • scattering of X-rays in each dark-field image is performed.
  • the X-ray phase imaging apparatus 100 is configured to perform control to make the degrees uniform.
  • artifacts (noise) and the like may occur in the reconstructed dark-field image. Therefore, by making the degree of X-ray scattering in each dark-field image uniform, it is possible to suppress the occurrence of artifacts (noise) or the like in the reconstructed dark-field image.
  • each of the plurality of dark-field images is The X-ray phase imaging apparatus 100 is configured to perform control to make the total value of the X-ray scattering coefficients of pixels substantially uniform among a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of CT rotation angles ⁇ .
  • the degree of scattering of the dark-field image depends on the total value of the scattering coefficients of the respective pixels.
  • the image processing unit 6 divides the visibility (clearness) when the subject T is provided by the visibility (clearness) when the subject T is not provided.
  • X-ray phase imaging apparatus so that the total value of the X-ray scattering coefficient as a logarithmic value in each pixel of the value is made substantially uniform among a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of CT rotation angles ⁇ . Make up 100. Accordingly, by calculating the logarithmic value of each pixel, the total value of the X-ray scattering coefficient of each pixel can be easily made substantially uniform among a plurality of dark-field images.
  • the image processing unit 6 performs correction so that the total value of the logarithmic values is substantially uniform among a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of CT rotation angles ⁇ .
  • the X-ray phase imaging apparatus 100 is configured. This makes it possible to perform control to make the total value of the logarithmic values substantially uniform among the plurality of dark-field images only by performing the correction after the acquisition of the dark-field image.
  • the sum of the logarithmic values can be relatively easily reduced between the plurality of dark-field images, as compared with a case where the imaging conditions and the like are adjusted before the dark-field image is acquired and the total value of the logarithmic values is equalized. It can be uniform.
  • the image processing unit 6 divides the logarithmic value of each pixel before correction by the total value of the logarithmic value of each pixel before correction, and multiplies the logarithmic value by a predetermined normalization coefficient.
  • the X-ray phase imaging apparatus 100 is configured to perform the correction.
  • the value obtained by summing the logarithmic values of the corrected pixels becomes the value of the predetermined normalization coefficient. Therefore, it is possible to prevent the total value of the logarithmic values of each pixel from varying among the plurality of corrected dark field images.
  • the X-ray phase is set so that the normalization coefficient is the average value of the sum of logarithmic values in each of the plurality of dark-field images corresponding to the plurality of CT rotation angles ⁇ .
  • the imaging apparatus 100 is configured. Thereby, the total value of the logarithmic values can be made substantially uniform among the plurality of darkfield images while suppressing the correction amount of the total value of the logarithmic values in each of the plurality of darkfield images from becoming excessively large. .
  • the degree of scattering of X-rays (scattering coefficient) in each of the plurality of dark-field images is an inappropriate value (the value before correction). (A value far from the value) can be suppressed.
  • the image processing unit 6 converts the logarithmic value of each corrected pixel into an exponent value, and generates a plurality of CT rotation angles based on the converted exponent value of each pixel.
  • the X-ray phase imaging apparatus 100 is configured to generate a plurality of dark field images corresponding to ⁇ .
  • the state where the dark field image is converted into a logarithmic value for correction can be returned to the state of the dark field image by converting the corrected logarithmic value of each pixel into an exponent value.
  • a corrected dark field image can be generated.
  • the total value of the X-ray scattering coefficient (logarithmic value) in each pixel is made substantially uniform among a plurality of dark-field images corresponding to a plurality of rotation angles, so that each dark-field image is obtained.
  • the degree of X-ray scattering in the above is made uniform has been described, the present invention is not limited to this.
  • the degree of X-ray scattering in each dark field image may be uniformed.
  • the normalization coefficient is an average value of the sum of logarithmic values in each of the plurality of dark field images, but the present invention is not limited to this.
  • the normalization coefficient may be a preset fixed value. In this case, the control load on the image processing unit 6 can be reduced as compared with the case where the normalization coefficient is calculated by calculation.
  • the normalization coefficient may be a value calculated based on the least squares method from the sum of logarithmic values at each of the plurality of CT rotation angles ⁇ .
  • CT imaging may be performed by rotating the imaging system 200.
  • the present invention is not limited to this.
  • the third grating 4 may not be provided.
  • the present invention is not limited to this.
  • a method of rotating any one of the first grating 2, the second grating 3, and the third grating 4 on a plane orthogonal to the optical axis direction of the X-ray (a so-called single moire shooting method).
  • a dark field image may be generated.
  • the first grating 2 is a phase grating
  • the present invention is not limited to this.
  • the first grating 2 may be an absorption grating.
  • the present invention is not limited to this. Any of the plurality of grids may be moved stepwise.
  • CFRP carbon fiber reinforced plastic
  • GFRP glass fiber reinforced plastic
  • the processing of the image processing unit 6 has been described using the “flow-driven” flowchart for convenience of description, but the present invention is not limited to this.
  • the processing of the image processing unit 6 may be performed by an “event driven type” in which the processing is performed in event units. In this case, it may be performed in a completely event-driven manner, or may be performed in a combination of event-driven and flow-driven.

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Abstract

このＸ線位相イメージング装置（１００）の画像処理部（６）は、複数の回転角度（θ）の各々に対応する複数の暗視野像を再構成する場合に、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを揃える制御を行うように構成されている。

Description

Ｘ線位相イメージング装置
　本発明は、Ｘ線位相イメージング装置に関し、特に、暗視野像を生成する画像処理部を備えるＸ線位相イメージング装置に関する。
　従来、暗視野像を生成する画像処理部を備えるＸ線位相イメージング装置が知られている。このようなＸ線位相イメージング装置は、たとえば、M Bech, et al., “Quantitative x-ray dark-field computed tomography” PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY 55(2010) P.5529-P.5539に開示されている。
　上記M Bech, et al., “Quantitative x-ray dark-field computed tomography” PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY 55(2010) P.5529-P.5539のＸ線イメージング装置は、位相格子と、検出器と、画像処理装置とを備えている。Ｘ線源からのＸ線は、被写体により散乱され、位相格子を通過して検出器に照射される。検出器により検出されるＸ線の干渉強度に基づいて、画像処理装置により暗視野像が生成される。また、被写体が３６０度回転された場合における各々の回転角度において生成された暗視野像を用いて画像の再構成が行われる。
　上記M Bech, et al., “Quantitative x-ray dark-field computed tomography” PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY 55(2010) P.5529-P.5539に記載されているような従来のＸ線イメージング装置では、Ｘ線の散乱が十分微小である場合、Ｘ線の干渉強度は散乱体の透過長に対して指数関数的に減衰すると近似することが可能である。この場合、一般的な再構成法（たとえば、ＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ　Ｂａｃｋ　Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ））により再構成を適切に行うことが可能である。なお、ＦＢＰとは、投影データを補正して逆投影する方法である。
M Bech, et al., "Quantitative x-ray dark-field computed tomography" PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY 55(2010) P.5529-P.5539
　しかしながら、上記M Bech, et al., “Quantitative x-ray dark-field computed tomography” PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY 55(2010) P.5529-P.5539には明記されていないが、上記M Bech, et al., “Quantitative x-ray dark-field computed tomography” PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY 55(2010) P.5529-P.5539に記載されているような従来のＸ線イメージング装置では、被写体の向きとＸ線の向きとの関係が回転角度によって変化するために、各回転角度間で暗視野像における散乱度合いが不均一になる場合がある。また、散乱度合いが不均一な複数の暗視野像を用いて暗視野像の再構成を行う場合、再構成後の暗視野像においてアーチファクト（ノイズ）等が発生する場合があるという不都合がある。この場合、再構成された被写体の像が不鮮明になるという問題点がある。
　この発明は、上記のような課題を解決するためになされたものであり、この発明の１つの目的は、散乱度合いが不均一な複数の暗視野像を用いて暗視野像の再構成を行うことに起因して、再構成された被写体の像が不鮮明になるのを抑制することが可能なＸ線位相イメージング装置を提供することである。
　上記目的を達成するために、この発明の一の局面におけるＸ線位相イメージング装置は、Ｘ線源と、Ｘ線源から照射されたＸ線を検出する検出器と、Ｘ線源と検出器との間に配置され、Ｘ線源からＸ線が照射される第１格子と、第１格子と検出器との間に配置され、第１の格子からのＸ線が照射される第２格子と、を含む複数の格子と、被写体と、Ｘ線源と検出器と複数の格子とによって構成される撮像系とを相対的に回転させる回転機構と、回転機構により回転された場合における複数の回転角度の各々において、検出器により検出されたＸ線の強度分布に基づいて、Ｘ線の散乱に起因する暗視野像を生成する画像処理部とを備え、画像処理部は、複数の回転角度の各々に対応する複数の暗視野像を再構成する場合に、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを揃える制御を行うように構成されている。
　ここで、散乱度合いが不均一な複数の暗視野像を再構成する場合、再構成後の暗視野像においてアーチファクト（ノイズ）等が発生する場合があるということが一般的に知られている。したがって、この発明の一の局面におけるＸ線位相イメージング装置では、上記のように、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いが揃えられることによって、再構成後の暗視野像においてアーチファクト（ノイズ）等が発生するのを抑制することができる。その結果、散乱度合いが不均一な複数の暗視野像を用いて暗視野像の再構成を行うことに起因して、再構成された被写体の像が不鮮明になるのを抑制することができる。
　上記一の局面におけるＸ線位相イメージング装置において、好ましくは、画像処理部は、複数の回転角度の各々に対応する複数の暗視野像を再構成する場合に、複数の暗視野像の各々において各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を、複数の回転角度に対応する複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うように構成されている。ここで、暗視野像の散乱度合いは、各画素における散乱係数の合計値に依存するので、各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を、複数の回転角度に対応する複数の暗視野像間で略均一にすることによって、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを容易に揃えることができる。
　この場合、好ましくは、画像処理部は、被写体が設けられている場合の鮮明度を被写体が設けられていない場合の鮮明度で除算した値の各画素における対数値としてのＸ線の散乱係数の合計値を、複数の回転角度に対応する複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うように構成されている。このように構成すれば、各画素における上記対数値を算出することによって、各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を複数の暗視野像間で容易に略均一にすることができる。
　上記対数値の合計値を複数の暗視野像間で略均一にするＸ線位相イメージング装置において、好ましくは、画像処理部は、対数値の合計値を、複数の回転角度に対応する複数の暗視野像間で略均一にするように補正を行うように構成されている。このように構成すれば、暗視野像の取得後に補正を行うだけで、対数値の合計値を複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うことができる。その結果、暗視野像の取得前に撮像条件等を調整して対数値の合計値の均一化を行う場合に比べて、対数値の合計値を複数の暗視野像間で比較的容易に略均一にすることができる。
　この場合、好ましくは、画像処理部は、補正前の各画素における対数値を、補正前の各画素における対数値の合計値により除算するとともに所定の正規化係数で乗算することにより補正を行うように構成されている。このように構成すれば、補正後の各画素における対数値を合計した値は、所定の正規化係数の値になる。したがって、補正後の複数の暗視野像間において、各画素における対数値の合計値がばらつくのを防止することができる。
　上記正規化係数を用いて補正を行うＸ線位相イメージング装置において、好ましくは、正規化係数は、複数の回転角度に対応する複数の暗視野像の各々における対数値の合計値の平均値である。このように構成すれば、複数の暗視野像の各々における対数値の合計値の補正量が過度に大きくなるのを抑制しながら、対数値の合計値を複数の暗視野像間で略均一にすることができる。その結果、対数値の合計値を複数の暗視野像間で略均一にする制御において、複数の暗視野像の各々におけるＸ線の散乱の度合い（散乱係数）が不適切な値（補正前の値とかけ離れた値）になるのを抑制することができる。これにより、互いに異なる被写体の、暗視野像におけるＸ線の散乱の度合い（散乱係数）を比較する場合に、適切な比較を行うことができる。
　上記正規化係数を用いて補正を行うＸ線位相イメージング装置において、好ましくは、正規化係数は、予め設定されている固定値である。このように構成すれば、正規化係数を演算により算出する場合に比べて、画像処理部の制御負荷を軽減することができる。
　上記対数値の合計値を複数の暗視野像間で略均一にするように補正を行うＸ線位相イメージング装置において、好ましくは、画像処理部は、補正後の各画素における対数値を指数値に変換し、変換された各画素における指数値に基づいて、複数の回転角度に対応する複数の暗視野像を生成するように構成されている。このように構成すれば、補正のために暗視野像を対数値に変換していた状態から、各画素の補正された対数値を指数値に変換することによって暗視野像の状態に戻すことができる。その結果、補正された暗視野像を生成することができる。
　本発明によれば、上記のように、散乱度合いが不均一な複数の暗視野像を用いて暗視野像の再構成を行うことに起因して、再構成された被写体の像が不鮮明になるのを抑制することができる。
一実施形態によるＸ線位相イメージング装置の構成を示した図である。 一実施形態によるＸ線位相イメージング装置により撮影される被写体を示した図である。 一実施形態によるＸ線位相イメージング装置において被写体をＸ線源側から見た図である。 画像処理部により生成された暗視野像を示した図である。（図４（Ａ）は、画像処理部による補正が行われていない場合の比較例の暗視野像の図である。図４（Ｂ）は、画像処理部による補正が行われている場合の本実施形態の暗視野像の図である。） 一実施形態によるＸ線位相イメージング装置の画像処理部における制御を示したフロー図である。
　以下、本発明を具体化した実施形態を図面に基づいて説明する。
　［本実施形態］
　図１～図５を参照して、本実施形態によるＸ線位相イメージング装置１００の構成について説明する。
　（Ｘ線イメージング装置の構成）
　図１に示すように、Ｘ線位相イメージング装置１００は、被写体Ｔを通過したＸ線の拡散（散乱）を利用して、被写体Ｔの暗視野像を生成する。具体的には、Ｘ線位相イメージング装置１００は、タルボ（Ｔａｌｂｏｔ）効果を利用して、被写体Ｔの暗視野像を生成する。Ｘ線位相イメージング装置１００は、たとえば、非破壊検査用途では、物体の内部の画像化に用いることが可能である。
　被写体Ｔは、内部に繊維束１０（図２参照）を含む。被写体Ｔは、たとえば、繊維束１０として炭素繊維が用いられ、母材として樹脂１１（図２参照）が用いられる炭素繊維強化プラスチック（ＣＦＲＰ）である。なお、繊維束とは、繊維が多数集まって束状になったものである。本実施形態では、繊維束１０は、多数の繊維によって板状に形成されたものである。
　図１は、Ｘ線位相イメージング装置１００をＸ方向から見た図である。図１に示すように、Ｘ線位相イメージング装置１００は、Ｘ線源１と、第１格子２と、第２格子３と、第３格子４と、検出器５と、画像処理部６と、制御部７と、回転機構８と、格子移動機構９とを備えている。なお、本明細書において、Ｘ線源１から第１格子２に向かう方向をＺ２方向、その逆向きの方向をＺ１方向とする。また、Ｚ方向と直交する面内の左右方向をＸ方向とし、紙面の奥に向かう方向をＸ２方向、紙面の手前側に向かう方向をＸ１方向とする。また、Ｚ方向と直交する面内の上下方向をＹ方向とし、上方向をＹ１方向、下方向をＹ２方向とする。
　Ｘ線源１は、高電圧が印加されることにより、Ｘ線を発生させるとともに、発生されたＸ線をＺ２方向に向けて照射するように構成されている。
　第１格子２は、Ｙ方向に所定の周期（ピッチ）ｄ１で配列される複数のスリット２ａ、および、Ｘ線位相変化部２ｂを有している。各スリット２ａおよびＸ線位相変化部２ｂはそれぞれ、直線状に延びるように形成されている。また、各スリット２ａおよびＸ線位相変化部２ｂはそれぞれ、平行に延びるように形成されている。第１格子２は、いわゆる位相格子である。
　第１格子２は、Ｘ線源１と、第２格子３との間に配置されており、Ｘ線源１からＸ線が照射される。第１格子２は、タルボ効果により、第１格子２の自己像（図示せず）を形成するために設けられている。なお、可干渉性を有するＸ線が、スリットが形成された格子を通過すると、格子から所定の距離（タルボ距離）離れた位置に、格子の像（自己像）が形成される。これをタルボ効果という。
　第２格子３は、Ｙ方向に所定の周期（ピッチ）ｄ２で配列される複数のＸ線透過部３ａおよびＸ線吸収部３ｂを有する。Ｘ線吸収部３ｂは、Ｘ線位相変化部２ｂが延びる方向に沿って延びている。各Ｘ線透過部３ａおよびＸ線吸収部３ｂはそれぞれ、直線状に延びるように形成されている。また、各Ｘ線透過部３ａおよびＸ線吸収部３ｂはそれぞれ、平行に延びるように形成されている。第２格子３は、いわゆる、吸収格子である。第１格子２、第２格子３はそれぞれ異なる役割を持つ格子であるが、スリット２ａおよびＸ線透過部３ａはそれぞれＸ線を透過させる。また、Ｘ線吸収部３ｂはＸ線を遮蔽する役割を担っており、Ｘ線位相変化部２ｂはスリット２ａとの屈折率の違いによってＸ線の位相を変化させる。
　第２格子３は、第１格子２と検出器５との間に配置されており、第１格子２を通過したＸ線が照射される。また、第２格子３は、第１格子２からタルボ距離離れた位置に配置される。第２格子３は、第１格子２の自己像と干渉して、検出器５の検出表面上にモアレ縞（図示せず）を形成する。
　第３格子４は、Ｙ方向に所定の周期（ピッチ）ｄ３で配列される複数のＸ線透過部４ａおよびＸ線吸収部４ｂを有する。各Ｘ線透過部４ａおよびＸ線吸収部４ｂはそれぞれ、直線状に延びるように形成されている。また、各Ｘ線透過部４ａおよびＸ線吸収部４ｂはそれぞれ、平行に延びるように形成されている。第３格子４は、いわゆる、マルチスリットである。
　第３格子４は、Ｘ線源１と第１格子２との間に配置されている。第３格子４は、各Ｘ線透過部４ａを通過したＸ線を線光源とすることにより、Ｘ線源１からのＸ線を多点光源化するように構成されている。３枚の格子（第１格子２、第２格子３、および、第３格子４）のピッチと格子間の距離とが一定の条件を満たすことにより、Ｘ線源１から照射されるＸ線の可干渉性を高めることが可能である。これにより、Ｘ線源１の管球の焦点サイズが大きくても干渉強度を保持できる。
　検出器５は、Ｘ線を検出するとともに、検出されたＸ線を電気信号に変換し、変換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。検出器５は、たとえば、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ　Ｐａｎｅｌ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）である。検出器５は、複数の変換素子（図示せず）と複数の変換素子上に配置された画素電極（図示せず）とにより構成されている。複数の変換素子および画素電極は、所定の周期（画素ピッチ）で、Ｘ方向およびＹ方向にアレイ状に配列されている。また、検出器５は、取得した画像信号を、画像処理部６に出力するように構成されている。
　画像処理部６は、検出器５から出力された画像信号に基づいて、吸収像（図示せず）を生成するように構成されている。また、画像処理部６は、検出器５により検出されたＸ線の強度分布に基づいて、Ｘ線の散乱に起因する暗視野像（図４参照）を生成するように構成されている。ここで、吸収像とは、被写体ＴによるＸ線の吸収の差によって生じるコントラストを画像化したものである。すなわち、吸収像とは、Ｘ線吸収による透過率を画像化したものである。また、暗視野像とは、被写体Ｔの内部にある微細構造によるＸ線の屈折（散乱）によって生じるコントラストを画像化したものである。言い換えると、暗視野像は、検出器５におけるビジビリティの低下を画像化したものであり、ビジビリティの低下は被写体Ｔの散乱の程度に依存する。すなわち、暗視野像は、被写体のＸ線散乱を画像化したものである。
　また、画像処理部６は、回転機構８を回転させながら（複数の回転角度の各々において）撮像された複数の吸収像および複数の暗視野像をそれぞれ再構成することにより、３次元吸収像（図示せず）および３次元暗視野像（図示せず）を生成する。また、画像処理部６は、たとえば、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）や画像処理用に構成されたＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ－Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）などのプロセッサを含む。
　制御部７は、回転機構８により、被写体Ｔと、Ｘ線源１、検出器５、および、複数の格子（第１格子２、第２格子３、および、第３格子４）によって構成される撮像系２００とを相対的に回転させるように構成されている。また、制御部７は、格子移動機構９により、第１格子２を格子面内において格子方向と直交する方向にステップ移動させるように構成されている。Ｘ線位相イメージング装置１００では、第１格子２を一定周期間隔に走査することにより得られた複数のモアレ縞（画像）から再構成画像を取得する手法（縞走査法）が用いられている。また、制御部７は、たとえば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）などのプロセッサを含む。
　回転機構８は、制御部７からの信号に基づいて、被写体Ｔと撮像系２００とを相対的に回転させるように構成されている。具体的には、回転機構８は、被写体Ｔを軸線ＡＲ周りに回転させることにより、撮像系２００に対して被写体Ｔを相対的に回転させるように構成されている。図１では、軸線ＡＲが延びる方向（図１ではＹ方向）と、複数の格子の格子方向（図１ではＸ方向）とが直交している状態を図示しているが、複数の格子の格子方向は所定の方向（たとえばＹ方向）に変化させることが可能である。なお、格子方向とは、格子の格子パターンが延びる方向である。また、格子パターンとは、各格子のスリット２ａ、Ｘ線位相変化部２ｂ、Ｘ線透過部３ａ、および、Ｘ線吸収部３ｂなどのことである。また、回転機構８は、たとえば、モータなどによって駆動される回転ステージ８ａを含む。
　格子移動機構９は、制御部７からの信号に基づいて、第１格子２を格子面内（ＸＹ面内）において格子方向と直交する方向（図１ではＹ方向）にステップ移動させるように構成されている。具体的には、格子移動機構９は、第１格子２の周期ｄ１をｎ分割し、ｄ１／ｎずつ第１格子２をステップ移動させる。格子移動機構９は、少なくとも第１格子２の１周期ｄ１分、第１格子２をステップ移動させるように構成されている。なお、ｎは正の整数であり、たとえば、９などである。また、格子移動機構９は、たとえば、ステッピングモータやピエゾアクチュエータなどを含む。
　ここで、画像処理部６による暗視野像の生成の方法について説明する。まず、画像処理部６は、被写体Ｔが設けられていない状態で撮影を行う。この際取得されたビジビリティマップをＶｂ（ｘ,ｙ）とする。次に、画像処理部６は、被写体Ｔが設けられている状態で撮影を行う。この際取得されたビジビリティマップをＶ（ｘ,ｙ,θ）とする。なお、ビジビリティマップとは、座標（ｘ，ｙ）の画素におけるビジビリティ（鮮明度）を意味する。また、θは、回転機構８により制御される被写体Ｔと撮像系２００との間の相対的な回転角度（以下、ＣＴ回転角度とする）である。この場合、ＣＴ回転角度θにおける暗視野像の投影像は、Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）となる。
　また、被写体Ｔ内の散乱体が繊維状であると、被写体Ｔに照射されたＸ線は異方的に散乱する。また、ＣＴ回転角度θが変化することによって、格子面に投影される繊維配向角度が変化する。このため、格子の向きに対するＸ線の散乱の向きが、ＣＴ回転角度θによって異なることになる。このような場合、ＣＴ回転角度θによって、暗視野像のＸ線の散乱の度合いが互いに異なることになる。
　ここで、本実施形態では、画像処理部６は、複数のＣＴ回転角度θの各々に対応する複数の暗視野像を再構成する場合に、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを揃える制御を行うように構成されている。具体的には、画像処理部６は、ＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ　Ｂａｃｋ　Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）により複数の暗視野像の再構成を行う。画像処理部６は、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを揃えた状態で、ＦＢＰによる再構成を行うように構成されている。
　詳細には、画像処理部６は、複数のＣＴ回転角度θの各々に対応する複数の暗視野像を再構成する場合に、複数の暗視野像の各々において各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うように構成されている。具体的には、画像処理部６は、暗視野像のうち、回転ステージ８ａの像を含まない部分の各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を算出している。すなわち、画像処理部６は、回転ステージ８ａよりもＹ１方向側（被写体Ｔ側）の部分（図３の破線よりもＹ１方向側の部分）に対応する暗視野像の各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を算出する。なお、画像処理部６が合計値を算出するのに選択される画素は、上記に限られない。たとえば、画像処理部６は、暗視野像の全ての画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を算出してもよい。なお、以下では、単に暗視野像の各画素と表現する。
　ここで、暗視野像の各画素におけるＸ線の散乱係数の値は、－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］（すなわちＶ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）の対数値）となる。すなわち、本実施形態では、画像処理部６は、各画素における対数値（－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］）の合計値を、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うように構成されている。言い換えると、画像処理部６は、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像において、各画素における対数値（－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］）の合計値が互いに略等しくなるように制御を行う。
　なお、吸収像においては、各画素における対数値（ｌｏｇ［Ｔ（ｘ,ｙ,θ）／Ｔｂ（ｘ,ｙ）］）の合計値は、ＣＴ回転角度θに依らず一定である。Ｔ（ｘ,ｙ,θ）は、被写体Ｔが設けられている場合のＣＴ回転角度θにおける各画素の透過画像である。また、Ｔｂ（ｘ,ｙ）は、被写体Ｔが設けられていない場合の各画素における透過画像である。
　また、本実施形態では、画像処理部６は、対数値（－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］）の合計値を、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像間で略均一にするように補正を行うように構成されている。具体的には、画像処理部６は、複数の暗視野像が生成された後に、生成された各々の暗視野像を元に補正を行うように構成されている。
　詳細には、画像処理部６は、補正前の各画素における対数値（－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］）を、補正前の各画素における対数値（－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］）の合計値により除算するとともに所定の正規化係数で乗算することにより補正を行うように構成されている。なお、以下に記載する補正後の対数値とは、各画素の補正前の対数値を上記合計値により除算するとともに所定の正規化係数で乗算した値を意味する。すなわち、ＣＴ回転角度をθ１、正規化係数をＡ、補正前の各画素における対数値（－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ１）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］）の合計値をＡ１とすると、各画素における補正後の対数値は、－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ１）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］×Ａ／Ａ１となる。この場合、各画素における補正後の対数値の合計値は、Ａとなる。すなわち、ＣＴ回転角度θによらず、各画素における補正後の対数値の合計値はＡで等しくなる。
　また、本実施形態では、正規化係数は、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像の各々における対数値（－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］）の合計値の平均値である。具体的には、ＣＴ回転角度がθ１、θ２、θ３、・・・θｎである場合における対数値の合計値が、それぞれ、Ａ１、Ａ２、Ａ３、・・・Ａｎであるとすると、正規化係数は、（Ａ１＋Ａ２＋Ａ３＋・・・Ａｎ）／ｎとなる。なお、画像処理部６は、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像を全て生成した後に、全ての暗視野像に基づいて正規化係数を算出するとともに、算出された正規化係数を用いて補正を行う。
　また、画像処理部６は、各画素における補正後の対数値を指数値に変換し、変換された各画素における指数値に基づいて、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像を生成するように構成されている。具体的には、画像処理部６は、各画素における補正後の対数値に－１をかけた値を指数値に変換する。すなわち、ＣＴ回転角度をθ１、正規化係数をＡ、補正前の各画素における対数値（－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ１）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］）の合計値をＡ１とすると、補正後の各画素における指数値は、ｅｘｐ｛ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ１）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］×Ａ／Ａ１｝となる。
　ここで、図４を参照して、本実施形態における補正を行った場合に生成された暗視野像と、補正を行っていない場合に生成された暗視野像（比較例）とを比較する。図４（Ａ）の比較例に示すように、補正を行っていない場合の暗視野像には、放射状のストリークアーチファクト（放射状の線）が多く見られるとともに、被写体Ｔの像（中央の矩形形状の像）が大きく膨らんでいることが確認された。また、図４（Ａ）には表われていないが、背景部が極端に黒くなる箇所があることが確認された。一方、図４（Ｂ）の本実施形態の例に示すように、補正を行っている場合の暗視野像には、図４（Ａ）の場合に比べて、放射状のストリークアーチファクトが減少しているとともに、被写体Ｔの像の膨らみが小さくなっていることが確認された。
　次に、図５を参照して、画像処理部６による暗視野像の再構成の制御フローを説明する。
　まず、ステップＳ１において、被写体Ｔが設けられていない状態で撮影を行う。この際、ビジビリティマップＶｂ（ｘ,ｙ）が取得される。次に、ステップＳ２において、複数のＣＴ回転角度θの各々において、被写体Ｔが設けられている状態で撮影（ＣＴ撮影）を行う。この際、各ＣＴ回転角度θにおいてビジビリティマップＶ（ｘ,ｙ,θ）が取得される。
　次に、ステップＳ３では、各ＣＴ回転角度θにおいて、暗視野像の投影像であるＶ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）を算出するとともに、暗視野像の各画素における対数値－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］を算出する。次に、ステップＳ４において、各画素における対数値－ｌｏｇ［Ｖ（ｘ,ｙ,θ）／Ｖｂ（ｘ,ｙ）］の合計値が、複数の暗視野像間で略均一になるように補正を行う。
　次に、補正後の対数値に－１をかけた値を指数値に変換して、各画素における指数値に基づいて、各ＣＴ回転角度θにおける暗視野像の投影像を復元させる。そして、ステップＳ６では、ステップＳ５において復元された複数の暗視野像を再構成する。
　（本実施形態の効果）
　本実施形態では、以下のような効果を得ることができる。
　本実施形態では、上記のように、画像処理部６が、複数のＣＴ回転角度θの各々に対応する複数の暗視野像を再構成する場合に、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを揃える制御を行うように、Ｘ線位相イメージング装置１００を構成する。ここで、散乱度合いが不均一な複数の暗視野像を再構成する場合、再構成後の暗視野像においてアーチファクト（ノイズ）等が発生する場合があるということが一般的に知られている。したがって、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いが揃えられることによって、再構成後の暗視野像においてアーチファクト（ノイズ）等が発生するのを抑制することができる。その結果、散乱度合いが不均一な複数の暗視野像を用いて暗視野像の再構成を行うことに起因して、再構成された被写体Ｔの像が不鮮明になるのを抑制することができる。
　また、本実施形態では、上記のように、画像処理部６が、複数のＣＴ回転角度θの各々に対応する複数の暗視野像を再構成する場合に、複数の暗視野像の各々において各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うように、Ｘ線位相イメージング装置１００を構成する。ここで、暗視野像の散乱度合いは、各画素における散乱係数の合計値に依存するので、各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像間で略均一にすることによって、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを容易に揃えることができる。
　また、本実施形態では、上記のように、画像処理部６が、被写体Ｔが設けられている場合のビジビリティ（鮮明度）を被写体Ｔが設けられていない場合のビジビリティ（鮮明度）で除算した値の各画素における対数値としてのＸ線の散乱係数の合計値を、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うように、Ｘ線位相イメージング装置１００を構成する。これにより、各画素における上記対数値を算出することによって、各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を複数の暗視野像間で容易に略均一にすることができる。
　また、本実施形態では、上記のように、画像処理部６が、対数値の合計値を、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像間で略均一にするように補正を行うように、Ｘ線位相イメージング装置１００を構成する。これにより、暗視野像の取得後に補正を行うだけで、対数値の合計値を複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うことができる。その結果、暗視野像の取得前に撮像条件等を調整して対数値の合計値の均一化を行う場合に比べて、対数値の合計値を複数の暗視野像間で比較的容易に略均一にすることができる。
　また、本実施形態では、上記のように、画像処理部６が、補正前の各画素における対数値を、補正前の各画素における対数値の合計値により除算するとともに所定の正規化係数で乗算することにより補正を行うように、Ｘ線位相イメージング装置１００を構成する。これにより、補正後の各画素における対数値を合計した値は、所定の正規化係数の値になる。したがって、補正後の複数の暗視野像間において、各画素における対数値の合計値がばらつくのを防止することができる。
　また、本実施形態では、上記のように、正規化係数が、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像の各々における対数値の合計値の平均値であるように、Ｘ線位相イメージング装置１００を構成する。これにより、複数の暗視野像の各々における対数値の合計値の補正量が過度に大きくなるのを抑制しながら、対数値の合計値を複数の暗視野像間で略均一にすることができる。その結果、対数値の合計値を複数の暗視野像間で略均一にする制御において、複数の暗視野像の各々におけるＸ線の散乱の度合い（散乱係数）が不適切な値（補正前の値とかけ離れた値）になるのを抑制することができる。これにより、互いに異なる被写体Ｔの、暗視野像におけるＸ線の散乱の度合い（散乱係数）を比較する場合に、適切な比較を行うことができる。
　また、本実施形態では、上記のように、画像処理部６が、補正後の各画素における対数値を指数値に変換し、変換された各画素における指数値に基づいて、複数のＣＴ回転角度θに対応する複数の暗視野像を生成するように、Ｘ線位相イメージング装置１００を構成する。これにより、補正のために暗視野像を対数値に変換していた状態から、各画素の補正された対数値を指数値に変換することによって暗視野像の状態に戻すことができる。その結果、補正された暗視野像を生成することができる。
　（変形例）
　なお、今回開示された実施形態は、すべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は、上記した実施形態の説明ではなく、請求の範囲によって示され、さらに請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更（変形例）が含まれる。
　たとえば、上記実施形態では、各画素におけるＸ線の散乱係数（対数値）の合計値を、複数の回転角度に対応する複数の暗視野像間で略均一にすることによって、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを揃える例を示したが、本発明はこれに限られない。Ｘ線の散乱係数（対数値）以外の数値を均一化することによって、各々の暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを揃えてもよい。
　また、上記実施形態では、正規化係数は、複数の暗視野像の各々における対数値の合計値の平均値である例を示したが、本発明はこれに限られない。たとえば、正規化係数は、予め設定されている固定値であってもよい。この場合、正規化係数を演算により算出する場合に比べて、画像処理部６の制御負荷を軽減することができる。
　また、正規化係数は、複数のＣＴ回転角度θの各々における対数値の合計値から、最小２乗法に基づいて算出された値であってもよい。
　また、上記実施形態では、補正後の対数値を指数値に変換して再構成を行う例を示したが、本発明はこれに限られない。たとえば、補正後の対数値をそのまま用いて再構成を行ってもよい。
　また、上記実施形態では、被写体Ｔを回転機構８により回転させてＣＴ撮影を行う例を示したが、本発明はこれに限られない。たとえば、撮像系２００を回転させてＣＴ撮影を行ってもよい。
　また、上記実施形態では、第３格子４が設けられている例を示したが、本発明はこれに限られない。第３格子４が設けられていなくてもよい。
　また、上記実施形態では、縞走査法によって暗視野像を生成する例を示したが、本発明はこれに限られない。たとえば、第１格子２、第２格子３、または、第３格子４のうちのいずれかを、Ｘ線の光軸方向に直交する平面上において回転させる手法（いわゆる、モアレ１枚撮り手法）によって、暗視野像を生成してもよい。
　また、上記実施形態では、第１格子２が位相格子である例を示したが、本発明はこれに限られない。たとえば、第１格子２は吸収格子であってもよい。
　また、上記実施形態では、第１格子２を格子面内においてステップ移動させる例を示したが、本発明はこれに限られない。複数の格子のうち、いずれの格子をステップ移動させてもよい。
　また、上記実施形態では、被写体Ｔとして、炭素繊維強化プラスチック（ＣＦＲＰ）を撮像する例を示したが、本発明はこれに限られない。たとえば、ガラス繊維強化プラスチック（ＧＦＲＰ）などを被写体として用いてもよい。
　また、上記実施形態では、説明の便宜上、画像処理部６の処理を「フロー駆動型」のフローチャートを用いて説明したが、本発明はこれに限られない。画像処理部６の処理をイベント単位で実行する「イベント駆動型」により行ってもよい。この場合、完全なイベント駆動型で行ってもよいし、イベント駆動およびフロー駆動を組み合わせて行ってもよい。
　１　Ｘ線源
　２　第１格子
　３　第２格子
　５　検出器
　６　画像処理部
　８　回転機構
　１００　Ｘ線位相イメージング装置
　２００　撮像系
　Ｔ　被写体
　θ　ＣＴ回転角度（回転角度）

Claims (8)

  1. 　Ｘ線源と、
    　前記Ｘ線源から照射されたＸ線を検出する検出器と、
    　前記Ｘ線源と前記検出器との間に配置され、前記Ｘ線源から前記Ｘ線が照射される第１格子と、前記第１格子と前記検出器との間に配置され、前記第１の格子からのＸ線が照射される第２格子と、を含む複数の格子と、
    　被写体と、前記Ｘ線源と前記検出器と前記複数の格子とによって構成される撮像系とを相対的に回転させる回転機構と、
    　前記回転機構により回転された場合における複数の回転角度の各々において、前記検出器により検出されたＸ線の強度分布に基づいて、Ｘ線の散乱に起因する暗視野像を生成する画像処理部とを備え、
    　前記画像処理部は、前記複数の回転角度の各々に対応する複数の前記暗視野像を再構成する場合に、各々の前記暗視野像におけるＸ線の散乱の度合いを揃える制御を行うように構成されている、Ｘ線位相イメージング装置。
  2. 　前記画像処理部は、前記複数の回転角度の各々に対応する前記複数の暗視野像を再構成する場合に、前記複数の暗視野像の各々において各画素におけるＸ線の散乱係数の合計値を、前記複数の回転角度に対応する前記複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うように構成されている、請求項１に記載のＸ線位相イメージング装置。
  3. 　前記画像処理部は、前記被写体が設けられている場合の鮮明度を前記被写体が設けられていない場合の鮮明度で除算した値の各画素における対数値としての前記Ｘ線の散乱係数の合計値を、前記複数の回転角度に対応する前記複数の暗視野像間で略均一にする制御を行うように構成されている、請求項２に記載のＸ線位相イメージング装置。
  4. 　前記画像処理部は、前記対数値の合計値を、前記複数の回転角度に対応する前記複数の暗視野像間で略均一にするように補正を行うように構成されている、請求項３に記載のＸ線位相イメージング装置。
  5. 　前記画像処理部は、補正前の各画素における前記対数値を、補正前の各画素における前記対数値の合計値により除算するとともに所定の正規化係数で乗算することにより補正を行うように構成されている、請求項４に記載のＸ線位相イメージング装置。
  6. 　前記正規化係数は、前記複数の回転角度に対応する前記複数の暗視野像の各々における前記対数値の合計値の平均値である、請求項５に記載のＸ線位相イメージング装置。
  7. 　前記正規化係数は、予め設定されている固定値である、請求項５に記載のＸ線位相イメージング装置。
  8. 　前記画像処理部は、補正後の各画素における前記対数値を指数値に変換し、変換された各画素における前記指数値に基づいて、前記複数の回転角度に対応する前記複数の暗視野像を生成するように構成されている、請求項４に記載のＸ線位相イメージング装置。
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