JP2012143537A - 放射線撮影システム及び画像処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】第１の格子に対する第２の格子の走査中に振動が生じた場合でも、再撮影を行わず精度の良い位相微分画像を生成可能とする。
【解決手段】撮影部１２には、Ｘ線画像検出器２０、第１及び第２の格子２１，２２、走査機構２３を保持する筐体に加わる振動を検出する振動センサ２４が設けられている。システム制御部１８は、第２の格子２２を並進移動させながら行う一連の撮影動作中に、振動センサ２４から入力された振動の検出値が所定の閾値を超えた場合には、これ以降のＸ線源１１及び撮影部１２の動作を停止させる。このとき、位相微分画像生成部１４ａは、閾値以上の振動が検出される以前にＸ線画像検出器２０により生成された複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。
【選択図】図１

Description

本発明は、放射線の位相変化に基づく画像を検出する放射線撮影システム、及びそれに用いられる画像処理方法に関し、特に、縞走査法を用いた放射線撮影システム及び画像処理方法に関する。

放射線、例えばＸ線は、物質を構成する元素の重さ（原子番号）と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有する。この特性に着目し、医療診断や非破壊検査等の分野において、被検体の内部を透視するためのプローブとしてＸ線が利用されている。

一般的なＸ線撮影装置では、Ｘ線を放射するＸ線源と、Ｘ線を検出するＸ線画像検出器との間に被検体を配置して、被検体を透過したＸ線の撮影を行う。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射されたＸ線は、被検体を透過する際に吸収され減衰した後、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被検体によるＸ線の強度変化に基づく画像がＸ線画像検出器により検出される。

Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線の強度変化が小さく、画像に十分なコントラストが得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線吸収能の差が小さいため、コントラストが得られにくい。

このような問題を背景に、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体によるＸ線の位相変化に基づいた画像を得るＸ線位相イメージングの研究が近年盛んに行われている。Ｘ線位相イメージングは、被検体に入射したＸ線の位相変化が強度変化より大きいことに基づき、Ｘ線の位相変化を画像化する方法であり、Ｘ線吸収能が低い被検体に対しても高コントラストの画像を得ることができる。

Ｘ線位相イメージングの一種として、第１の格子と第２の格子とを所定の間隔で平行に配置し、タルボ干渉効果によって形成された第１の格子の自己像を、第２の格子によって強度変調することにより得られた縞画像に基づいて、位相微分画像を生成し、位相コントラス画像を生成する放射線撮影システムが知られている（例えば、特許文献１、非特許文献１参照）。被検体によるＸ線の位相変化は、縞画像に反映されている。

縞画像から位相微分画像を生成するには種々の方法があり、縞走査法、モアレ干渉測定法、フーリエ変換法などが知られている。特許文献１では、縞走査法が用いられている。縞走査法は、第１の格子に対して第２の格子を、格子線方向にほぼ垂直な方向に、格子ピッチよりも細かいピッチで相対的に並進移動（走査）させながら、各走査位置で撮影を行うことにより複数の縞画像を取得し、各画素値の強度変化に基づいて位相微分値を取得する方法である。この位相微分値は、被検体によるＸ線の屈折角に対応し、この２次元像が位相微分画像である。位相微分画像を積分処理することにより位相コントラスト画像が生成される。この縞走査法は、Ｘ線の分野に限られず、レーザ光を利用した撮影装置でも用いられている（例えば、非特許文献２参照）。

しかし、縞走査法では、第１の格子に対する第２の格子の走査時に振動等が生じて相対位置に位置ずれが生じた場合には、位相微分値の算出精度が劣化し、精度のよい位相コントラスト画像が得られないという問題がある。このため、第１及び第２の格子の振動を検出する振動センサを設け、振動センサにより振動が検出された際に、Ｘ線源によるＸ線の放射を停止させ、操作者に再撮影を促すことが提案されている（特許文献２参照）。

特許第４４４５３９７号公報 特開２００８−２００３６０号公報

C. David, et al., Applied Physics Letters, Vol.81, No.17, 2002年10月，3287頁 Hector Canabal, et al., Applied Optics, Vol.37, No.26, 1998年9月，6227頁

しかしながら、特許文献２に記載のＸ線撮影システムでは、第１の格子に対する第２の格子の走査中に振動が検出されるたびに、Ｘ線放射が停止されて再撮影が促されるため、再撮影を行う手間が生じるだけでなく、再撮影により被検体（患者）が余計に被曝してしまうという問題がある。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、第１の格子に対する第２の格子の走査中に振動が生じた場合でも、再撮影を行わず精度の良い位相微分画像を生成することを可能とする放射線撮影システム及び画像処理方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影システムは、格子線方向が一致するように対向配置された第１及び第２の格子と、前記第１の格子に対する前記第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段と、前記各走査位置において、放射線源から放射された放射線を、前記第１及び第２の格子を介して撮影して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記第１の格子、前記第２の格子、前記放射線画像検出器のうち少なくとも１つの振動を検出する振動センサと、前記振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成手段と、を備えることを特徴とする。ここで、第１の格子に対する第２の格子の相対位置の変更とは、第１の格子と第２の格子とのいずれを移動させる場合も含む。

なお、前記走査手段は、前記第１の格子に対する前記第２の格子の相対位置を、前記格子線方向に直交する方向に変更することが好ましい。

また、前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出された時点以降の前記放射線源の動作を停止する制御手段を備えることが好ましい。

また、前記位相微分画像生成手段は、前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した際に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された画像データの枚数が２以下である場合には、位相微分画像の生成を行なわないことが好ましい。

また、前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した際に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された画像データの枚数が２以下である場合に、エラー報知を行なう報知手段を備えることも好ましい。

また、前記位相微分画像生成手段により生成された位相微分画像を、前記格子線方向に直交する方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段を備えることも好ましい。

また、前記第１の格子は、吸収型格子であり、前記放射線源から入射した放射線を幾何光学的に前記第２の格子に投影することが好ましい。

また、前記第１の格子は、位相型格子であり、タルボ干渉効果により前記放射線源から入射した放射線にタルボ干渉効果を生じさせ、前記第２の格子の位置に自己像を形成するものであってもよい。

本発明の画像処理方法は、格子線方向が一致するように対向配置された第１及び第２の格子と、前記第１の格子に対する前記第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段と、前記各走査位置において、放射線源から放射された放射線を、前記第１及び第２の格子を介して撮影して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記第１の格子、前記第２の格子、前記放射線画像検出器のうち少なくとも１つの振動を検出する振動センサと、を備えた放射線撮影システムの画像処理方法において、前記振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成することを特徴とする。

本発明によれば、振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、振動が検出される以前に放射線画像検出器により生成された複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成するため、第１の格子に対する第２の格子の走査中に振動が生じた場合でも、再撮影を行わず精度の良い位相微分画像を生成することができる。

Ｘ線撮影システムの構成を示すブロック図である。 Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。 第１及び第２の格子の構成を示す概略側面図である。 縞走査法を説明する説明図である。 強度変調信号を例示するグラフである。 Ｘ線撮影システムの作用を説明するフローチャートである。 図６に示すフローチャートの変形例である。

図１において、Ｘ線撮影システム１０は、Ｘ線源１１、撮影部１２、メモリ１３、画像処理部１４、画像記録部１５、撮影制御部１６、コンソール１７、及びシステム制御部１８を備えている。Ｘ線源１１は、周知のように、回転陽極型のＸ線管と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータとを有し、被検体ＨにＸ線を放射する。

撮影部１２は、Ｘ線画像検出器２０と、第１及び第２の格子２１，２２とを備える。第１及び第２の格子２１，２２は、吸収型格子であり、Ｘ線照射方向であるｚ方向に関してＸ線源１１に対向配置されている。Ｘ線源１１と第１の格子２１との間には、被検体Ｈが配置可能な間隔が設けられている。Ｘ線画像検出器２０は、例えば、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２の格子２２の背後に、検出面がｚ方向に直交するように配置されている。

第１の格子２１は、ｚ方向に直交する面内の一方向であるｙ方向に延伸された複数のＸ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、ｚ方向及びｙ方向に直交するｘ方向に沿って交互に配列されており、縞状のパターンを形成している。第２の格子２２は、第１の格子２１と同様にｙ方向に延伸され、かつｘ方向に沿って交互に配列された複数のＸ線吸収部２２ａ及びＸ線透過部２２ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ，２２ａは、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等のＸ線吸収性を有する金属で形成されている。Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂは、シリコン（Ｓｉ）や樹脂等のＸ線透過性を有する材料や空隙により構成されている。

メモリ１３は、撮影部１２から読み出された画像データを一時的に記憶する。画像処理部１４は、位相微分画像生成部１４ａと位相コントラスト画像生成部１４ｂとを備える。位相微分画像生成部１４ａは、メモリ１３に記憶された複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部１４ｂは、位相微分画像生成部１４ａにより生成された位相微分画像を積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する。画像記録部１５は、画像処理部１４により生成された位相コントラスト画像を記録する。撮影制御部１６は、Ｘ線源１１及び撮影部１２の制御を行う。

コンソール１７は、撮影条件や、後述するプレ撮影や本撮影の実行指示等の入力を可能とする操作部１７ａや、撮影情報や位相コントラスト画像等の表示を行うモニタ１７ｂを備えている。システム制御部１８は、操作部１７ａから入力される信号に応じて、各部を統括的に制御する。

撮影部１２には、第２の格子２２をｘ方向に間欠的に並進移動させ、第１の格子２１に対する第２の格子２２の相対位置を変更する走査機構２３が設けられている。走査機構２３は、圧電アクチュエータや静電アクチュエータにより構成される。走査機構２３は、後述する縞走査の際に、撮影制御部１６の制御に基づいて駆動される。詳しくは後述するが、メモリ１３には、縞走査の各走査位置でＸ線画像検出器２０により撮影される画像データがそれぞれ記憶される。

また、撮影部１２には、Ｘ線画像検出器２０、第１及び第２の格子２１，２２、走査機構２３を保持する筐体（図示せず）に加わる振動を検出する振動センサ２４が設けられている。振動センサ２４は、加速度センサ、変位センサ、圧電素子等で構成され、振動の検出を行い、その検出値をシステム制御部１８に入力する。振動センサ２４は、筐体に限られず、第１及び第２の格子２１，２２や、Ｘ線画像検出器２０に直接設けてもよい。また、振動センサ２４の数は１つに限られず、複数としてもよい。

システム制御部１８は、第２の格子２２を並進移動させながら行う一連の撮影動作中に、振動センサ２４から入力された振動の検出値が所定の閾値を超えた場合に、撮影制御部１６を介して、これ以降のＸ線源１１及び撮影部１２の動作を停止させる。Ｘ線源１１及び撮影部１２の動作とは、Ｘ線源１１によるＸ線放射、走査機構２３による第２の格子２２の並進移動、及びＸ線画像検出器２０による検出動作である。詳しくは後述するが、システム制御部１８がＸ線源１１及び撮影部１２の動作を停止した時点で、３つ以上の走査位置について撮影が終了しており、３枚以上の画像データが得られている場合には、画像処理部１４の位相微分画像生成部１４ａは、この３枚以上の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。

図２において、Ｘ線画像検出器２０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素３０が、ｘ方向及びｙ方向に沿ってアクティブマトリクス基板（図示せず）上に２次元配列されて構成された受像部３１と、画素３０からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路３２と、画素３０から電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して出力する読み出し回路３３とで構成されている。走査回路３２と各画素３０とは、行ごとに走査線３４によって接続されている。読み出し回路３３と各画素３０とは、列ごとに信号線３５によって接続されている。画素３０の配列ピッチは、ｘ方向及びｙ方向にそれぞれ１００μｍ程度である。

画素３０は、周知のように、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）によりＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型のＸ線検出素子である。各画素３０には、ＴＦＴスイッチ（図示せず）が設けられ、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線３４、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線３５に接続されている。走査回路３２から印加される駆動パルスによりＴＦＴスイッチがオン状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線３５に読み出される。

なお、画素３０は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ_３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等により形成されたシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子であってもよい。また、Ｘ線画像検出器２０には、ＴＦＴパネルをベースとした放射線画像検出器に限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした放射線画像検出器を用いることも可能である。

読み出し回路３３は、周知のように、積分アンプ、Ａ／Ｄ変換器、補正回路（いずれも図示せず）等により構成されている。積分アンプは、各画素３０から信号線３５を介して出力された電荷を積分して電圧信号である画像信号に変換する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより変換された画像信号を、デジタルの画像データに変換する。補正回路は、画像データを構成する各画素値に対して、暗電流補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ１３に入力する。

図３において、Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、Ｘ線焦点１１ａを発光点としたコーンビーム状である。このため、第１の格子２１を通過することにより生成されるＸ線の第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大する。第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａのｘ方向への配列ピッチｐ_２は、Ｘ線焦点１１ａと第１の格子２１との間の距離Ｌ_１、第１の格子２１と第２の格子２２との間の距離Ｌ_２、及び第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの配列ピッチｐ_１により表される下式（１）を満たすように設定されている。

配列ピッチｐ_２は、５μｍ程度である。Ｘ線吸収部２１ａのｚ方向への厚みは、Ｘ線源１１から放射されるＸ線のケラレを考慮して、例えば１００μｍ程度とされている。

第１及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂを通過したＸ線をＧ１像として幾何光学的に投影するように構成される。具体的には、ｘ方向に関するＸ線透過部２１ｂ，２２ｂの幅を、Ｘ線源１１から放射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とし、Ｘ線の大部分が回折させずに、直進性を保ったまま通過するようにすることで実現される。例えば、Ｘ線源１１のＸ線管の回転陽極としてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は約０．４Åである。この場合には、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂの幅を１〜１０μｍ程度とすればよい。

第１の格子２１でタルボ干渉が生じる場合には、距離Ｌ_２は、タルボ距離に制約されるが、本実施形態では、第１の格子２１はＸ線を幾何光学的に投影するため、距離Ｌ_２を、タルボ距離とは無関係に設定することができる。

上記のように本実施形態の撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の格子２１でタルボ干渉が生じた場合のタルボ距離Ｚ_ｍは、配列ピッチｐ_１，ｐ_２、Ｘ線の波長λ、及び正の整数ｍを用いて、下式（２）で表される。

上式（２）は、Ｘ線源１１から放射されるＸ線がコーンビーム状である場合のタルボ距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。

本実施形態では、距離Ｌ_２をタルボ距離Ｚ_ｍと無関係に設定することができるため、撮影部１２の薄型化を目的とし、距離Ｌ_２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ距離Ｚ_１より短い値に設定する。

以上のように構成された撮影部１２では、第１の格子２１により生成されたＧ１像が第２の格子２２との重ね合わせにより強度変調されることにより第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）が生成され、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像が撮影される。第２の格子２２の位置におけるＧ１像のパターン周期と、第２の格子２の格子周期（配列ピッチｐ_２）とに、配置誤差などによる若干の差異が生じると、Ｇ２像にモアレ縞が生じる。Ｇ２像にモアレ縞が発生した場合でも、モアレ縞の周期が画素３０のＸ線受光領域のサイズと異なっている限り、後述する強度変調信号の取得には特に問題はない。

Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置すると、Ｇ２像は被検体Ｈにより変調される。この変調量には、被検体ＨでのＸ線の屈折角が反映される。

次に、縞走査法について説明する。同図には、被検体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折するＸ線の経路が例示されている。符号Ｘ１は、被検体Ｈが存在しない場合にＸ線が直進する経路を示している。この経路Ｘ１を進むＸ線は、第１及び第２の格子２１，２２を通過してＸ線画像検出器２０に入射する。符号Ｘ２は、被検体Ｈが存在する場合に、被検体Ｈにより屈折したＸ線の経路を示している。この経路Ｘ２を進むＸ線は、第１の格子２１を通過した後、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａにより吸収される。

被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）として、下式（３）で表される。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。

第１の格子２１により第２の格子２２の位置に形成されたＧ１像は、被検体Ｈを透過する際のＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に下式（４）で表される。

ここで、屈折角φは、Ｘ線の波長λと位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、下式（５）で表される。

このように、変位量Δｘは、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。また、変位量Δｘ及び屈折角φは、Ｘ線画像検出器２０で検出される各画素３０の強度変調信号の被検体Ｈによる位相ズレ量ψと、下式（６）に示すように関連している。詳しくは後述するが、強度変調信号とは、第１の格子２１に対する第２の格子２２の走査位置に対する画素値の強度変化を表す波形信号である。

したがって、各画素３０の強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、上式（５），（６）から位相シフト分布Φ（ｘ）が求まる。位相ズレ量ψの２次元分布が上記位相微分画像に対応する。

縞走査法では、強度変調信号を得るために、第１及び第２の格子２１，２２の一方を他方に対して相対的にｘ方向に並進移動（走査）させながら、所定の複数の走査位置でＧ２像の撮影を行う。本実施形態では、第１の格子２１を固設し、走査機構２３により第２の格子２２をｘ方向に移動させる。Ｇ２像に生じるモアレ縞は、第２の格子２２の移動に伴って移動し、移動距離が第２の格子２２の格子周期（配列ピッチｐ_２）に達すると、元のパターンに一致する。

図４は、配列ピッチｐ_２をＭ（２以上の整数）個に分割した値（ｐ_２／Ｍ）を走査ピッチとし、この走査ピッチごとに第２の格子２２を並進移動させる様子を模式的に示している。走査機構２３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の格子２２を順に移動させる。

ｋ＝０の位置では、主として、Ｘ線源１１から放射され被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分（非屈折成分）が第２の格子２２を通過する。ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子２２を移動させていくと、第２の格子２２を通過するＸ線は、非屈折成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折したＸ線の成分（屈折成分）が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、第２の格子２２を通過するＸ線は、ほぼ屈折成分のみとなる。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、第２の格子２２を通過するＸ線は、屈折成分が減少する一方で、被検体Ｈにより非屈折成分が増加する。

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各走査位置で、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像の撮影を行うことによりＭ枚の画像データが生成され、メモリ１３に記憶される。各画素３０について得られるＭ個の画素値が上記強度変調信号を構成する。

具体的には、各画素３０で得られたＭ個の画素値は、図５に示すように、走査位置ｋに対して周期的に変化する。同図中の破線は、被検体Ｈを配置しない場合に得られると想定される強度変調信号を示している。これに対して、実線は、被検体Ｈを配置した場合の実測により得られる強度変調信号を示している。座標ｘ，ｙに位置する各画素３０について、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を算出することにより、位相微分画像が得られる。

次に、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出方法について説明する。走査位置ｋに対する画素値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）の変化を表す強度変調信号は、一般に下式（７）で表される。

ここで、Ａ_０は入射Ｘ線の強度に対応し、Ａ_ｎは強度変調信号の振幅に対応する値である。ｎは正の整数、iは虚数単位である。また、δ_ｋは、下式（８）で表される。

上式（７）において、ｎ≧２以上の高次の項を無視することにより、強度変調信号は、図５に示した正弦波を示す下式（９）で表される。

上式（９）を満たす画素値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）は理論値である。一方、Ｘ線画像検出器２０により実際に得られる実測値は誤差を含んでいる。画素値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）の実測値から位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を算出するには、まず、上式（９）を下式（１０）のように変形する。

ここで、パラメータａ_０，ａ_１，ａ_２は、それぞれ下式（１１）〜（１３）で表される。

そして、最小二乗法等を用いて、画素値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）の理論値と実測値との差を最小にするパラメータａ_０，ａ_１，ａ_２の値を求めれば、下式（１４）を用いて、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が算出される。

この最小二乗法を用いた位相ズレ量の方法は、「応用光学 光計測入門 谷田貝豊彦著 第二版 平成１７年２月１５日発行 丸善株式会社 （第１９６頁〜第１９８頁）」により知られている。この最小二乗法により導かれる下記の行列式（１５）を解くことにより、パラメータａ_０，ａ_１，ａ_２を決定することができる。

ここで、行列ａ，Ａ（δ_ｋ），Ｂ（δ_ｋ）は、それぞれ下式（１６）〜（１８）で表される。

なお、上記説明では、上式（７）からｎ≧２以上の高次の項を無視して上式（１０）に変形しているが、ｎ≧２以上の項は、線形結合として付加される項であるため、ｎ≧２以上の項を含めた場合においても同様に上式（１４）〜（１８）が成立する。

Ｘ線画像検出器２０により、各画素３０について、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の画素値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）が得られている場合には、δ_ｋが等間隔で一周期分の値をとるため、上式（１７）の右辺の行列の非対角成分がすべて０となり、上式（１７）は、下式（１９）に変形される。

このＡ（δ_ｋ）を上式（１５）に適用すると、パラメータａ_１，ａ_２は、それぞれ下式（２０）,（２１）で表される。

したがって、位相微分画像生成部１４ａは、第２の格子２２を並進移動させながら行う一連の撮影動作中に閾値以上の振動が検出されず、Ｍ枚の画像データが得られた場合には、上式（１４），（２０），（２１）に基づいて位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を算出する。一方、一連の撮影動作中に閾値以上の振動が検出され、振動が検出された時点でＮ枚の画像データが得られ、Ｎ≧３の場合には、位相微分画像生成部１４ａは、上式（１４）〜（１８）で“Ｍ”を“Ｎ”として演算を行なうことにより位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を算出する。

なお、Ｎ＜３の場合には、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が精度よく求まらないため、システム制御部１８は、位相微分画像生成部１４ａに位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出を行なわせずに、モニタ１７ｂにエラーメッセージを表示させる。

位相コントラスト画像生成部１４ｂは、位相微分画像生成部１４ａにより各画素３０について位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が得られた場合に、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の２次元分布である位相微分画像を、ｘ方向に沿って積分処理することにより、位相コントラスト画像を生成する。

次に、以上のように構成されたＸ線撮影システム１０の作用を図６に示すフローチャートに沿って説明する。まず、操作部１７ａから撮影指示が入力されると（ステップＳ１；ＹＥＳ）、走査機構２３により第２の格子２２が初期の走査位置（ｋ＝０）に設定される（ステップＳ２）。

次いで、振動センサ２４の振動の検出値が所定の閾値と比較され（ステップＳ３）、検出値が該閾値未満である場合には（ステップＳ３；ＮＯ）、Ｘ線源１１から被検体Ｈに向けてＸ線放射が行われるとともに、Ｘ線画像検出器２０によりＸ線の検出動作が行われる（ステップＳ４）。これにより、Ｘ線画像検出器２０で生成された１枚の画像データがメモリ１３に記憶される（ステップＳ５）。

次いで、ｋ＝Ｍ−１であるか否かの判定が行われ（ステップＳ６）、ｋ＜Ｍ−１の場合には（ステップＳ６；ＮＯ）、走査機構２３により第２の格子２２が、１ピッチ（ｐ_２／Ｍ）だけ離れた次の走査位置（現在のｋに１を加算した走査位置）に移動される（ステップＳ７）。そして、ステップＳ３に戻り、上記の動作が同様に繰り返される。

ステップＳ６において、ｋ＝Ｍ−１であると判定されると（ステップＳ６；ＹＥＳ）、位相微分画像生成部１４ａにより、メモリ１３に記憶されたＭ枚の画像データに基づき、位相微分画像の生成が行なわれる（ステップＳ８）。Ｍは、例えば“５”である。この位相微分画像の生成は、上式（１４），（２０），（２１）に基づいた演算処理により行なわれる。

ステップＳ３において、振動センサ２４の振動の検出値が閾値以上であると判定された場合には（ステップＳ３；ＹＥＳ）、これ以降のＸ線源１１及び撮影部１２の動作が停止されるとともに（ステップＳ９）、閾値以上の振動が検出された時点の走査位置がｋ≧３であるか否か、すなわち、メモリ１３に３枚以上の画像データが記憶されているか否かが判定される（ステップＳ１０）。

ステップＳ１０において、ｋ≧３であると判定された場合には（ステップＳ１０；ＹＥＳ）、位相微分画像生成部１４ａにより、メモリ１３に記憶されたＮ枚の画像データに基づき、位相微分画像の生成が行なわれる（ステップＳ１１）。この位相微分画像の生成は、上式（１４）〜（１８）に基づいた演算処理により行なわれる。一方、ステップＳ１０において、ｋ＜３であると判定された場合には（ステップＳ１０；ＮＯ）、位相微分画像の生成は行なわれず、操作者に対するエラー報知として、振動により撮影が不能である旨がモニタ１７ｂにメッセージが表示され（ステップＳ１２）、一連の撮影動作が終了する。

ステップＳ８またはステップＳ１１で位相微分画像が生成された場合には、位相コントラスト画像生成部１４ｂにより位相微分画像に積分処理が施され、位相コントラスト画像が生成される（ステップＳ１３）。この位相コントラスト画像は、画像記録部１５に記録された後、モニタ１７ｂに診断用画像として表示され（ステップＳ１４）、一連の撮影動作が終了する。

以上のように、本実施形態では、第２の格子２２を並進移動させながら行う一連の撮影動作中に振動が生じて動作が停止された場合であっても、振動が検出される以前の画像データを用いて精度よく位相微分画像を生成することができるため、再撮影を行う必要がなく、また、被検体Ｈの被曝が軽減される。

なお、上記実施形態では、振動の検出値と閾値との比較判定を、Ｘ線放射及びＸ線の検出動作より前に行なっているが、図７に示すように、振動の検出値と閾値との比較判定を、Ｘ線放射及びＸ線の検出動作の後に行なってもよい。

また、上記実施形態では、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を、Ｘ線源１１とＸ線画像検出器２０との間に被検体Ｈがない場合に想定される強度変調信号からのズレ量として算出しているが、被検体Ｈがない場合においても何らかの位相ズレが生じる可能性があるため、Ｘ線源１１とＸ線画像検出器２０との間に被検体Ｈを配置しない状態で上記と同様な撮影を行うプレ撮影モードを設けてもよい。この場合には、各画素３０ごとに、プレ撮影で得られる強度変調信号を基準として、被検体Ｈを配置した本撮影時の強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を算出する。

また、上記実施形態では、走査機構２３により第２の格子２２を並進移動させる際に、走査位置の初期位置をｋ＝０の位置としているが、初期位置として、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちのいずれの位置を選択してもよい。

また、上記実施形態では、位相コントラスト画像を診断用画像として用いているが、本撮影の前に被検体Ｈの位置決めを行なうための位置決め用の画像として位相コントラスト画像を用いてもよい。

また、上記実施形態では、モニタ１７ｂにメッセージを表示することによりエラー報知を行なっているが、音声やＬＥＤ等によりエラー報知を行なってもよい。

また、上記実施形態では、位相コントラスト画像を画像記録部１５に記録してモニタ１７ｂに表示しているが、位相コントラスト画像に代えて、若しくは、位相コントラスト画像とともに、位相微分画像を画像記録部１５に記録してモニタ１７ｂに表示してもよい。

また、上記実施形態では、強度変調信号の位相ズレ量の２次元分布を位相微分画像として定義しているが、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）の微分値に定数を乗じたり付加したりした関係を有するものであれば、屈折角φ等、いかなる物理量の２次元分布を位相微分画像としてもよい。

また、上記実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の格子２１と第２の格子２２との間に配置してもよい。

また、上記実施形態では、Ｘ線源１１の後に線源格子（マルチスリット）を設けていないが、Ｘ線源１１の後に線源格子を設け、焦点を分散化してもよい。なお、線源格子を設ける場合には、線源格子にも振動センサを設けてもよい。

また、上記実施形態では、第１の格子２１を、そのＸ線透過部を通過したＸ線を幾何光学的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、特許第４４４５３９７号公報等に記載のように、Ｘ線透過部でＸ線を回折することによりタルボ干渉効果が生じる構成としてもよい。ただし、この場合には、第１及び第２の格子の間の距離をタルボ距離に設定する必要がある。また、この場合には、第１の格子として、吸収型格子に代えて、位相型格子を用いることが可能である。この位相型格子は、タルボ干渉効果により、第２の格子の位置に自己像を形成する。

また、上記実施形態では、走査機構２３により第２の格子２２をｘ方向に並進移動させているが、Ｘ線吸収部２２ａ及びＸ線透過部２２ｂの延伸方向をｙ方向に保ったまま移動させる限り、必ずしもｘ方向に並進移動させる必要はなく、ｘｙ平面内の方向であれば、ｙ方向以外のいずれの方向に第２の格子２２を並進移動させてもよい。この移動方向とｙ方向のなす角をθとすれば、強度変調信号の１周期分の走査に必要な移動距離は、ｐ_２／ｓｉｎθとなる。なお、第２の格子２２に代えて第１の格子２１を移動させる場合も同様であるため、説明は省略する。

上記各実施形態は、矛盾しない範囲で相互に組み合わせてもよい。本発明は、医療診断用の放射線撮影システムの他、工業用や、非破壊検査等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。また、本発明は、放射線として、Ｘ線以外にガンマ線等を用いる放射線画像撮影システムにも適用可能である。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源
１７ コンソール
１４ａ 位相微分画像生成部
１４ｂ 位相コントラスト画像生成部
２０ Ｘ線画像検出器
２１ 第１の格子
２１ａ Ｘ線吸収部
２１ｂ Ｘ線透過部
２２ 第２の格子
２２ａ Ｘ線吸収部
２２ｂ Ｘ線透過部
２４ 振動センサ

Claims (9)

1. 格子線方向が一致するように対向配置された第１及び第２の格子と、
   前記第１の格子に対する前記第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段と、
   前記各走査位置において、放射線源から放射された放射線を、前記第１及び第２の格子を介して撮影して画像データを生成する放射線画像検出器と、
   前記第１の格子、前記第２の格子、前記放射線画像検出器のうち少なくとも１つの振動を検出する振動センサと、
   前記振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成手段と、
   を備えることを特徴とする放射線撮影システム。
2. 前記走査手段は、前記第１の格子に対する前記第２の格子の相対位置を、前記格子線方向に直交する方向に変更することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影システム。
3. 前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出された時点以降の前記放射線源の動作を停止する制御手段を備えることを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮影システム。
4. 前記位相微分画像生成手段は、前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した際に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された画像データの枚数が２以下である場合には、位相微分画像の生成を行なわないことを特徴とする請求項１から３いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
5. 前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した際に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された画像データの枚数が２以下である場合に、エラー報知を行なう報知手段を備えることを特徴とする請求項１から４いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
6. 前記位相微分画像生成手段により生成された位相微分画像を、前記格子線方向に直交する方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段を備えることを特徴とする請求項１から５いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
7. 前記第１の格子は、吸収型格子であり、前記放射線源から入射した放射線を幾何光学的に前記第２の格子に投影することを特徴とする請求項１から６いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
8. 前記第１の格子は、位相型格子であり、タルボ干渉効果により前記放射線源から入射した放射線にタルボ干渉効果を生じさせ、前記第２の格子の位置に自己像を形成することを特徴とする請求項１から６いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
9. 格子線方向が一致するように対向配置された第１及び第２の格子と、前記第１の格子に対する前記第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段と、前記各走査位置において、放射線源から放射された放射線を、前記第１及び第２の格子を介して撮影して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記第１の格子、前記第２の格子、前記放射線画像検出器のうち少なくとも１つの振動を検出する振動センサと、を備えた放射線撮影システムの画像処理方法において、
   前記振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成することを特徴とする画像処理方法。