JP2014113192A - 放射線撮影方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】位相微分画像から障害陰影を除去する。
【解決手段】画像処理部１５は、位相微分画像生成部４０、吸収画像生成部４１、吸収微分画像生成部４２、第１統計量算出部４３、第２統計量算出部４４、第１変換処理部４５、第２変換処理部４６、減算処理部４７を有する。位相微分画像生成部４０は、Ｘ方向に位相感度を有する位相微分画像を生成する。吸収微分画像生成部４２は、吸収画像生成部４１により生成された吸収画像をＸ方向に微分して吸収微分画像を生成する。第１及び第２統計量算出部４３，４４は、位相微分画像及び吸収微分画像の統計量算出領域内の画素値の平均値と分散値を算出する。第１及び第２変換処理部４５，４６は、平均値及び分散値に基づき、統計量算出領域内の画素値の分布がほぼ一致するように、位相微分画像と吸収微分画像との画素値をそれぞれ変換する。減算処理部４７は、変換後の位相微分画像から変換後の吸収微分画像を減算する。
【選択図】図５

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方法及び装置に関する。

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線画像検出器とを備え、これらの間に人体等の被検体を配置して、被検体のＸ線画像を撮影する。この場合、Ｘ線源から放射されたＸ線は、被検体を透過する際に吸収され、それにより強度が減衰した状態で、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被検体によるＸ線の強度変化を表す画像が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う問題がある。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、いずれも成分の殆どが水であり、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着目し、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。

このようなＸ線位相イメージングを可能とするために、Ｘ線源とＸ線画像検出器との間に、第１及び第２の格子を所定の間隔で平行に配置したＸ線撮影装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。

このＸ線撮影装置では、Ｘ線源が第１の格子を通過することにより第１の周期パターン像が生成され、第２の格子が第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像が生成される。Ｘ線画像検出器は、第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する。被検体は、例えば、Ｘ線源と第１の格子との間に配置され、被検体でＸ線に位相変化が生じ、第１の周期パターン像を変調させる。この変調量を第２の周期パターン像を通して検出することにより、Ｘ線の位相変化を画像化することができる。

上記変調量の検出方法として縞走査法が知られている。縞走査法は、第１の格子に対して第２の格子を、所定のピッチずつ間欠的に移動させながら、その各停止中にＸ線源からＸ線を放射し、被検体、第１及び第２の格子を通過したＸ線を、Ｘ線画像検出器を構成する複数の画素により検出する方法である。第２の格子の移動方向は、第１の格子の面に平行で、かつ第１の格子の格子方向に垂直な方向である。

縞走査法では、Ｘ線画像検出器の各画素について、第２の格子の移動に対する画素値の強度変化を表す強度変調信号を生成し、この強度変調信号の位相ズレ量（被検体が存在しない場合の初期位置からの位相差）を算出することにより、上記変調量に関連する画像が得られる。この画像は、被検体の屈折率を反映した画像であり、Ｘ線の位相変化（位相シフト）の微分量に対応するため、位相微分画像と呼ばれる。

特開２０１２−０８５９９５号公報

しかしながら、本出願人は、上記Ｘ線撮影装置により人体の腕や足の関節部の位相微分画像を撮影した場合に、筋や皮膚のしわに起因した障害陰影が位相微分画像中に生じることがあることを見出した。このような障害陰影が生じると、関節部の軟部組織（軟骨等）の診断の障害となるため問題である。

本発明は、位相微分画像から障害陰影を除去することを可能とする放射線撮影方法及び装置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装置は、放射線を放射する放射線源と、放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、放射線源と放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子を有する格子部と、画像データに基づき、放射線の被検体による位相シフト量の一方向への空間微分を表す位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、被検体による放射線の吸収量を表す吸収画像を生成する吸収画像生成部と、吸収画像の一方向への空間微分を表す吸収微分画像を生成する吸収微分画像生成部と、位相微分画像と吸収微分画像とのそれぞれから、所定の統計量算出領域内の画素値の平均と分布の広がり幅とに関連する統計量を算出する統計量算出部と、位相微分画像と吸収微分画像との統計量算出領域内の画素値の分布がほぼ一致するように、位相微分画像と吸収微分画像との少なくとも一方の各画素値を統計量に基づいて変換する変換処理部と、変換処理部により変換を行った後、位相微分画像から吸収微分画像を減算する減算処理部と、を備える。

なお、統計量算出部は、位相微分画像の統計量算出領域内の画素値の平均値と分散値とを含む第１統計量と、吸収微分画像の統計量算出領域内の画素値の平均値と分散値とを含む第２統計量とを算出し、変換処理部は、第１及び第２統計量に基づいて、位相微分画像と吸収微分画像との少なくとも一方の各画素値を変換することが好ましい。

この場合、変換処理部は、位相微分画像の統計量算出領域内の画素値の平均値及び分散値をそれぞれα_１、σ_１、吸収微分画像の統計量算出領域内の画素値の平均値及び分散値をそれぞれα_２、σ_２、位相微分画像をψ（ｘ，ｙ）、吸収微分画像をＩ_ｘ（ｘ，ｙ）とした場合に、式（１）及び式（２）で表される変換またはこれと等価な変換を行うことが好ましい。

また、統計量算出部は、位相微分画像の統計量算出領域内の画素値の平均値をα_１、吸収微分画像の統計量算出領域内の画素値の平均値をα_２、位相微分画像をψ（ｘ，ｙ）、吸収微分画像をＩ_ｘ（ｘ，ｙ）とした場合に、式（３）で表される関数Ｊ（ρ）またはこれと等価な関数を最小とする補正係数ρを求めてもよい。

但し、式（３）内の和は、統計量算出領域内を対象とする。

この場合、変換処理部は、式（４）及び式（５）で表される変換またはこれと等価な変換を行うことが好ましい。

また、統計量算出領域の位置及び大きさを設定可能とする操作部を備えることが好ましい。この代わりに、位相微分画像または吸収画像に基づいて統計量算出領域を設定する自動設定部を設けてもよい。この自動設定部は、吸収画像に基づき、放射線の透過率が所定値以上の領域を統計量算出領域として設定することが好ましい。

また、格子部は、放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する第２の格子と有し、放射線画像検出器は、第２の周期パターン像を検出して画像データを生成することが好ましい。

また、格子部は、第１の格子または第２の格子を所定の走査ピッチで移動させ、複数の走査位置に順に設定する走査機構を有し、放射線画像検出器は、各走査位置で第２の周期パターン像を検出して画像データを生成し、位相微分画像生成部は、複数の走査位置において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が好ましい。

この場合、吸収画像生成部は、複数の画像データを、画素ごとに平均化することにより吸収画像を生成することが好ましい。

また、位相微分画像生成部は、放射線画像検出器により得られる単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成してもよい。

また、第１及び第２の格子は、正方格子状の２次元格子であり、位相微分画像生成部は、位相シフト量の第１方向への空間微分を表す第１位相微分画像と、位相シフト量の第１方向に直交する第２方向への空間微分を表す第２位相微分画像とを生成し、吸収微分画像生成部は、吸収画像の第１方向への空間微分を表す第１吸収微分画像と、吸収画像の第２方向への空間微分を表す第２吸収微分画像とを生成し、統計量算出部、変換処理部、及び減算処理部は、第１位相微分画像及び第１吸収微分画像と、第２位相微分画像及び第２吸収微分画像とのそれぞれについて処理を施すことが好ましい。

さらに、本発明の放射線撮影方法は、放射線源から放射され、少なくとも１つの格子を通過した放射線を検出して画像データを生成する画像データ生成ステップと、画像データに基づき、放射線の被検体による位相シフト量の一方向への空間微分を表す位相微分画像を生成する位相微分画像生成ステップと、被検体による放射線の吸収量を表す吸収画像を生成する吸収画像生成ステップと、吸収画像の一方向への空間微分を表す吸収微分画像を生成する吸収微分画像生成ステップと、位相微分画像と吸収微分画像とのそれぞれから、所定の統計量算出領域内の画素値の平均と分布の広がり幅とに関連する統計量を算出する統計量算出ステップと、位相微分画像と吸収微分画像との統計量算出領域内の画素値の分布がほぼ一致するように、位相微分画像と吸収微分画像との少なくとも一方の各画素値を統計量に基づいて変換する変換処理ステップと、前記変換を行った後、位相微分画像から吸収微分画像を減算する減算処理ステップと、を備える。

本発明では、位相微分画像と吸収微分画像とのそれぞれから、所定の統計量算出領域内の画素値の平均と分布の広がり幅とに関連する統計量を算出し、位相微分画像と吸収微分画像との統計量算出領域内の画素値の分布がほぼ一致するように、位相微分画像と吸収微分画像との少なくとも一方の各画素値を統計量に基づいて変換し、補正処理後の位相微分画像から吸収微分画像を減算するので、位相微分画像から障害陰影を除去することができる。

Ｘ線撮影装置を示すブロック図である。 Ｘ線画像検出器を示す模式図である。 第１及び第２の格子の構成を説明する説明図である。 強度変調信号を示すグラフである。 画像処理部の構成を示すブロック図である。 統計量算出領域の設定画面を示す図である。 第１及び第２変換処理を説明する図である。 吸収微分画像を説明する図である。 吸収画像を説明する図である。 補正済み位相微分画像を説明する図である。 Ｘ線撮影装置の作用を示すフローチャートである。 第２実施形態の統計量算出領域の設定画面を示す図である。 第１及び第２プロファイルを示すグラフである。 位相微分画像及び吸収微分画像を複数のセグメントに分割した例を説明する説明図である。 マルチスリットを有するＸ線撮影装置の構成を説明する説明図である。 ２次元格子を示す平面図である。

（第１実施形態）
図１において、Ｘ線撮影装置１０は、Ｘ線源１１、格子部１２、Ｘ線画像検出器１３、メモリ１４、画像処理部１５、画像記録部１６、撮影制御部１７、コンソール１８、及びシステム制御部１９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（図示せず）と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータ（図示せず）とを有し、撮影制御部１７の制御に基づき、被検体Ｈに向けてＸ線を放射する。

格子部１２は、第１の格子２１、第２の格子２２、及び走査機構２３を備える。第１及び第２の格子２１，２２は、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１３は、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２の格子２２の背後に近接して配置されている。Ｘ線画像検出器１３の検出面１３ａは、Ｚ方向に直交するＸＹ面に存在する。

第１の格子２１は、ＸＹ面に格子面が存在し、この格子面には、Ｙ方向（格子方向）に延伸された複数のＸ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂが形成されている。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、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により形成されている。Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂは、シリコン（Ｓｉ）や樹脂等のＸ線透過性材料や空隙により形成されている。

第１の格子２１は、Ｘ線源１１から放射されたＸ線を部分的に通過させて第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）を生成する。このＧ１像は、第２の格子２２の位置において、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。第２の格子２２は、第１の格子２１により生成されたＧ１像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）を生成する。

Ｘ線画像検出器１３は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。メモリ１４は、Ｘ線画像検出器１３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１５は、メモリ１４に記憶された画像データに基づいて位相微分画像及び吸収微分画像を生成し、吸収微分画像に基づいて位相微分画像を補正することにより、補正済み位相微分画像を生成する。また、画像処理部１５は、補正済み位相微分画像に基づいて位相コントラスト画像を生成する。画像記録部１６は、位相微分画像、補正済み位相微分画像、位相コントラスト画像をそれぞれ記録する。

走査機構２３は、第２の格子２２をＸ方向に間欠的に移動させ、第１の格子２１に対する第２の格子２２の位置（走査位置）を段階的に変更する。走査機構２３の駆動部は、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ており、後述する縞走査の際に、撮影制御部１７の制御に基づいて駆動される。メモリ１４には、第１の格子２１に対する第２の格子２２の各走査位置でＸ線画像検出器１３により得られる画像データがそれぞれ記憶される。

コンソール１８は、操作部１８ａ及びモニタ１８ｂを備えている。操作部１８ａは、キーボードやマウス等により構成され、Ｘ線源１１の管電圧、管電流、照射時間等の撮影条件の設定、位相微分画像の補正に用いられる統計量算出領域の設定、撮影実行指示等の操作入力を可能とする。

モニタ１８ｂは、撮影条件等の撮影情報、統計量算出領域の設定画面、画像記録部１６に記録された位相微分画像、補正済み位相微分画像、位相コントラスト画像等の表示を行う。システム制御部１９は、操作部１８ａから入力される信号に応じて各部を統括的に制御する。

図２において、Ｘ線画像検出器１３は、２次元状に多数配列された画素３０と、ゲート走査線３３と、走査回路３４と、信号線３５と、読み出し回路３６とから構成されている。画素３０は、周知のように、入射Ｘ線によりアモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等の半導体膜に生じた電荷を収集する画素電極３１と、画素電極３１によって収集された電荷を読み出すためのＴＦＴ（Thin Film Transistor）３２とを備えている。

ゲート走査線３３は、画素３０の行ごとに設けられている。走査回路３４は、各ゲート走査線３３にＴＦＴ３２をオンオフするための走査信号を印加する。信号線３５は、画素３０の列ごとに設けられている。読み出し回路３６は、各信号線３５を介して画素３０から電荷を読み出し、画像データに変換して出力する。なお、各画素３０の詳細な層構成については、特開２００２−２６３００号公報に記載された層構成と同様である。

読み出し回路３６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画像信号を生成する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより生成された画像信号を、デジタル形式の画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ１４に入力する。

Ｘ線画像検出器１３は、入射Ｘ線を電荷に直接変換する直接変換型に限られず、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）やガドリウムオキシサルファイド（ＧＯＳ）等のシンチレータで入射Ｘ線を可視光に変換し、可視光をフォトダイオードで電荷に変換する間接変換型であってもよい。また、Ｘ線画像検出器１３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。

図３において、Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、Ｘ線焦点１１ａを発光点としたコーンビームである。第１の格子２１は、Ｘ線透過部２１ｂを通過したＸ線をほぼ幾何光学的に投影するように構成されている。具体的には、Ｘ方向に関するＸ線透過部２１ｂの幅を、Ｘ線源１１から放射されるＸ線の実効波長より十分大きな値とし、Ｘ線の大部分を回折させずに、直進性を保ったまま通過させることで実現される。例えば、Ｘ線源１１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線の実効波長は約０．４Åである。この場合には、Ｘ線透過部２１ｂの幅を１〜１０μｍ程度とすればよい。なお、第２の格子２２も同様である。

第１の格子２１により生成されるＧ１像は、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の格子ピッチｐ_２は、第２の格子２２の位置におけるＧ１像の周期パターンと一致するように決定されている。具体的には、第２の格子２２の格子ピッチｐ_２は、第１の格子２１の格子ピッチをｐ_１、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とした場合、式（６）をほぼ満たすように設定されている。以下、Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の座標を、ｘ，ｙ，ｚとする。

Ｇ１像は、被検体ＨによりＸ線に位相変化が生じることで変調される。この変調量には、被検体ＨによるＸ線の屈折角φ（ｘ）が反映される。図３には、Ｘ線焦点１１ａから放射された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１３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。

Ｘ線は、被検体ＨによるＸ線の位相変化量を表す位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）に応じて屈折する。この位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）は、Ｘ線の波長λと、式（７）で表される被検体Ｈの複屈折率ｎ（ｘ，ｙ，ｚ）の実部項δ（ｘ，ｙ，ｚ）を用いて、式（８）で表される。

この位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）は、Ｘ線のＸ方向への屈折角φ_ｘ（ｘ，ｙ）と、式（９）の関係にある。

経路Ｘ１を進むＸ線と経路Ｘ２を進むＸ線との第２の格子２２の位置におけるＸ方向への変位量Δｘは、屈折角φ_ｘ（ｘ，ｙ）が微小であることに基づいて、近似的に式（１０）で表される。

このように、変位量Δｘは、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）のＸ方向への微分値に比例する。この変位量Δｘは、縞走査法により検出することができ、この結果、位相微分画像が得られる。

本実施形態では、格子ピッチｐ_２をＭ個に分割した値（ｐ_２／Ｍ）を走査ピッチとし、走査機構２３により、この走査ピッチで第２の格子２２をＸ方向に間欠的に移動させることにより縞走査を行う。Ｍは３以上の整数であり、例えば、Ｍ＝５であることが好ましい。第２の格子２２の各停止中に、Ｘ線源１１からＸ線を放射してＧ２像がＸ線画像検出器１３により検出される。この縞走査により、Ｍ枚分の画像データが得られ、Ｘ線画像検出器１３の各画素３０について、Ｍ個の画素値が得られる。

図４に示すように、Ｍ個の画素値Ｉ_ｋは、第２の格子２２の走査位置ｋ（ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１）に対して周期的に変化する。走査位置ｋは、Ｘ方向に走査ピッチ（ｐ_２／Ｍ）ずつ離散した位置である。以下、走査位置ｋに対する画素値Ｉ_ｋの変化を表す信号を強度変調信号と呼ぶ。

同図中の破線は、被検体Ｈを配置しない状態で得られる強度変調信号を示している。これに対して、実線は、被検体Ｈを配置した状態で、被検体Ｈにより位相ズレ量ψが生じた強度変調信号を示している。この位相ズレ量ψは、変位量Δｘと式（１１）の関係にある。

式（９）〜（１１）から、位相ズレ量ψを各画素３０について取得することにより作成される画像ψ（ｘ，ｙ）は、式（１２）で表されるように、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）のＸ方向への空間微分を表していることがわかる。以下、この画像ψ（ｘ，ｙ）を位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）と呼ぶ。また、空間微分方向（Ｘ方向）は、位相シフトの空間変化の感度が高い方向であるので、以下、位相感度方向と呼ぶ。

したがって、各画素３０について、縞走査で得られるＭ個の画素値Ｉ_ｋに基づき、強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）が得られる。

なお、式（６）を僅かに満たさない場合や、第１の格子２１と第２の格子２２との間にＺ方向周りの回転や、ＸＹ平面に対する傾斜が僅かに生じている場合には、Ｇ２像にはモアレ縞が生じる。このモアレ縞は、第２の格子２２の移動に伴って移動し、Ｘ方向への移動距離が格子ピッチｐ_２に達すると元のモアレ縞に一致する。このモアレ縞の移動量を検出することで、第２の格子２２の実際の移動量を精度よく検出することができる。

次に、位相ズレ量ψの算出方法について説明する。強度変調信号は、一般に式（１３）で表される。

ここで、Ａ_０は入射Ｘ線の平均強度を表し、Ａ_ｎは強度変調信号の振幅を表す。「ｎ」は正の整数、「i」は虚数単位である。図４に示すように、強度変調信号が正弦波を描く場合には、ｎ＝１である。

本実施形態では、走査ピッチ（ｐ_２／Ｍ）が一定であるため、式（１４）が満たされる。

式（１４）を式（１３）に適用すると、位相ズレ量ψは、式（１５）で表される。

ここで、ａｒｇ［…］は、複素数の偏角を抽出する関数である。また、位相ズレ量ψは、逆正接関数を用いて式（１６）のように表すことも可能である。

本実施形態では、各画素３０について得られた位相ズレ量ψを画素値とする画像を位相微分画像としているが、位相ズレ量ψに定数を乗じたり加算したりした値を画素値とする画像を位相微分画像としてもよい。

また、被検体ＨによるＸ線の吸収率を表す吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）は、Ｘ線強度Ｉ_０と、式（１７）で表される線吸収係数μ（ｘ，ｙ，ｚ）を用いて、式（１８）のように表される。

この吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）は、各画素３０について、Ｍ個の画素値Ｉ_ｋの平均値を求めることにより生成される。なお、この平均値に定数を乗じたり加算したりした値で表される画像を吸収画像としてもよい。

そして、吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）を、前述の位相感度方向（Ｘ方向）に微分した吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）は、式（１９）で表される。

図５において、画像処理部１５は、位相微分画像生成部４０、吸収画像生成部４１、吸収微分画像生成部４２、第１統計量算出部４３、第２統計量算出部４４、第１変換処理部４５、第２変換処理部４６、減算処理部４７、及び位相コントラスト画像生成部４８を備える。

位相微分画像生成部４０は、縞走査により取得されて、メモリ１４に記憶されたＭ枚分の画像データを用い、式（１４）または式（１５）に基づいて演算を行うことにより位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）を生成する。吸収画像生成部４１は、メモリ１４に記憶されたＭ枚分の画像データを用い、各画素３０について、強度変調信号（Ｍ個の画素値Ｉ_ｋ）の平均値を求めることにより吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）を生成する。吸収微分画像生成部４２は、吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）において、位相感度方向であるＸ方向に隣接する画素値の差分値を算出することにより、吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）を生成する。

位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）は、画像記録部１６に入力される。この位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）は、障害陰影の確認用画像として、図６に示すように、コンソール１８のモニタ１８ｂに画像表示される。同図の位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）は、人の関節部を撮影したものであり、主要被写体である軟骨陰影５０ａや骨陰影５０ｂの他に、筋や皮膚のしわに起因した障害陰影５１が生じている。この障害陰影５１を含むように統計量算出領域５２が設定される。

具体的には、統計量算出領域５２は、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）内に表示され、操作部１８ａのマウスの操作により、位置及び大きさが可能となっている。モニタ１８ｂの画面には、決定ボタン４９が表示されている。マウスの動きに応じて移動するカーソル（図示せず）を決定ボタン４９に合わせてマウスをクリックすることで、統計量算出領域５２が設定される。

統計量算出領域５２が設定されると、システム制御部１９は、統計量算出領域５２の設定情報ＳＲを、第１統計量算出部４３及び第２統計量算出部４４に入力する。第１統計量算出部４３は、位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）から統計量算出領域５２内の画素値（位相微分値）を抽出し、抽出した画素値の平均値α_１及び分散値σ_１（第１統計量）を算出する。同様に、第２統計量算出部４４は、吸収微分画像生成部４２により生成された吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）から統計量算出領域５２内の画素値（吸収微分値）を抽出し、抽出した画素値の平均値α_２及び分散値σ_２（第２統計量）を算出する。

平均値α_１，α_２は、それぞれ式（２０）及び式（２１）で表される。また、分散値σ_１，σ_２は、それぞれ式（２２）及び式（２３）で表される。ここで、Ｎは、統計量算出領域５２内の画素数である。

第１変換処理部４５は、式（２４）に示すように、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）の各画素値から、平均値α_１を減算した値に、分散値σ_２を乗じることにより、画素値が変換された変換済み位相微分画像ψ’（ｘ，ｙ）を生成する。

第２変換処理部４６は、式（２５）に示すように、吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）の各画素値から、平均値α_２を減算した値に、分散値σ_１を乗じることにより、画素値が変換された変換済み吸収微分画像Ｉ’_ｘ（ｘ，ｙ）を生成する。

第１変換処理部４５及び第２変換処理部４６の変換処理により、図７に示すように、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）の統計量算出領域５２内の画素値をヒストグラム化した第１ヒストグラムＨ１と、吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）の統計量算出領域５２内の画素値をヒストグラム化した第２ヒストグラムＨ２とは、中心及び広がり幅がほぼ等しくなる。これは、図８に示すように、統計量算出領域５２内の吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）と位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）とが類似しているためである。

具体的には、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）は、複屈折率ｎ（ｘ，ｙ，ｚ）の実部項δ（ｘ，ｙ，ｚ）をｚ座標について積分した後、ｘ座標について微分した関数に比例している（式（７）、式（８）、式（１２）参照）のに対して、吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）は、複屈折率複屈折率ｎ（ｘ，ｙ，ｚ）の虚部項β（ｘ，ｙ，ｚ）をｚ座標について積分した後、ｘ座標について微分した関数に、吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）を乗じたものに比例している（式（７）、式（１７）、式（１９）参照）。図９に示すように、統計量算出領域５２内では、吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）の値がほぼ一定であり、実部項δ（ｘ，ｙ，ｚ）及び虚部項β（ｘ，ｙ，ｚ）もほぼ一定であるので、第１ヒストグラムＨ１と第２ヒストグラムＨ２とは、中心及び広がり幅のみが異なるほぼ相似形状である。このため、上記変換処理により、両者は、中心及び広がり幅がほぼ一致したほぼ等しい分布に変換される。

一方で、吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）には、軟骨陰影５０ａは、明確には現れない。これは、軟骨等の軟部組織では、Ｘ線の強度変化が小さく、吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）には殆ど撮影されないためである。

減算処理部４７は、変換済み位相微分画像ψ’（ｘ，ｙ）から変換済み吸収微分画像Ｉ’_ｘ（ｘ，ｙ）を、対応する画素ごとに減算して、補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）を生成する。この減算処理により、図１０に示すように、補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）からは、前述の障害陰影５１が除去される一方で、主要被写体である軟骨陰影５０ａや骨陰影５０ｂは除去されずに残存する。

位相コントラスト画像生成部４８は、補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）を位相感度方向であるＸ方向に積分処理することにより、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を表す位相コントラスト画像Ψ’（ｘ，ｙ）を生成する。補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）から障害陰影５１が除去されているため、位相コントラスト画像Ψ’（ｘ，ｙ）も障害陰影の無い良好な画像となる。

補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）及び位相コントラスト画像Ψ’（ｘ，ｙ）は、それぞれ画像記録部１６に入力され、モニタ１８ｂに同時または択一的に画像表示される。

次に、図１１に示すフローチャートを参照しながらＸ線撮影装置１０の作用を説明する。操作部１８ａを用いて撮影指示がなされると（ステップＳ１０でＹＥＳ）、走査機構２３により第２の格子２２が所定の走査ピッチずつ移動されながら、各走査位置ｋにおいて、Ｘ線源１１によるＸ線照射及びＸ線画像検出器１３によるＧ２像の検出が行われる（ステップＳ１１）。この縞走査の結果、Ｍ枚分の画像データが生成され、メモリ１４に格納される。

この後、画像処理部１５によりメモリ１４に格納されたＭ枚分の画像データが読み出される。画像処理部１５内では、Ｍ枚分の画像データに基づいて、位相微分画像生成部４０により位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ１２）。また、Ｍ枚分の画像データに基づいて、吸収画像生成部４１により吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ１３）。そして、吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）に基づいて、吸収微分画像生成部４２により吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ１４）。

位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）は、図６に示すようにモニタ１８ｂに画像表示される。操作部１８ａの操作により、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）内に統計量算出領域５２が設定されると（ステップＳ１６でＹＥＳ）、システム制御部１９により統計量算出領域５２の設定情報ＳＲが第１及び第２統計量算出部４３，４４に入力され、第１及び第２統計量が算出される（ステップＳ１７）。具体的には、第１統計量算出部４３により、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）の統計量算出領域５２内の画素値の平均値α_１及び分散値σ_１が算出され、第２統計量算出部４４により、吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）の統計量算出領域５２内の画素値の平均値α_２及び分散値σ_２が算出される。平均値α_１及び分散値σ_２は、第１変換処理部４５に入力される。平均値α_２及び分散値σ_１は、第２変換処理部４６に入力される。

第１及び第２変換処理部４５，４６により、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）及び吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）に対して第１及び第２変換処理がそれぞれ行われる（ステップＳ１８）。具体的には、第１変換処理部４５により、式（２４）に基づく第１変換処理が行われ、変換済み位相微分画像ψ’（ｘ，ｙ）が生成される。また、第２変換処理部４６により、式（２５）に基づく第２変換処理が行われ、変換済み吸収微分画像Ｉ’_ｘ（ｘ，ｙ）が生成される。

この後、減算処理部４７により、変換済み位相微分画像ψ’（ｘ，ｙ）から変換済み吸収微分画像Ｉ’_ｘ（ｘ，ｙ）が対応する画素ごとに減算され、補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ１９）。そして、位相コントラスト画像生成部４８により、補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）が積分処理され、位相コントラスト画像Ψ’（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ２０）。補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）及び位相コントラスト画像Ψ’（ｘ，ｙ）は、それぞれ画像記録部１６に入力され、モニタ１８ｂに画像表示される（ステップＳ２１）。

以上のように、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）が、吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）に基づいて補正されることにより、障害陰影５１が除去され、主要被写体である軟骨陰影５０ａや骨陰影５０ｂは除去されずに残存した診断に好ましい補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）が得られる。

なお、上記第１実施形態では、式（２４）に基づく第１変換処理を位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）に施し、式（２５）に基づく第２変換処理を吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）に施すことにより、統計量算出領域５２内の両者のヒストグラムを一致させているが、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）と吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）のうち、一方にのみ変換処理を施すことにより、統計量算出領域５２内の両者のヒストグラムを一致させてもよい。

例えば、吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）にのみ変換処理を行う場合には、式（２６）に基づく変換処理を行えばよい。

逆に、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）にのみ変換処理を行う場合には、式（２７）に基づく変換処理を行えばよい。

また、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）及び吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）からそれぞれ平均値α_１，α_２を減算した上で、一方にのみσ_１／σ_２またはσ_２／σ_１を乗じてもよい。

このように、式（２４）及び式（２５）の各右辺に対して共通に定数を加算及び／又は乗算したものは、式（２４）及び式（２５）で表される変換式と等価である。

さらに、分散値σ_１，σ_２に代えて、それぞれの平方根である標準偏差ｓ_１，ｓ_２を用いてもよい。

また、上記第１実施形態では、統計量算出領域５２を操作部１８ａの操作に応じて設定しているが、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）や吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）に基づいて、システム制御部１９が自動設定するように構成してもよい。ここで、システム制御部１９は、統計量算出領域５２の自動設定部として機能する。

システム制御部１９は、例えば、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）中からノイズの大きい領域を検出し、検出した領域を統計量算出領域５２として設定する。また、筋や皮膚のしわに起因した障害陰影５１は、吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）中の高濃度領域（Ｘ線透過率が所定以上の領域）に生じやすいため、この高濃度領域を検出して統計量算出領域５２として設定することも好適である。

（第２実施形態）
上記第１実施形態では、統計量算出領域５２は２次元領域であるが、本第２実施形態では、図１２に示すように、統計量算出領域６０を１次元の直線状とする。この場合、上記第１実施形態と同様の方法で補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）を生成することができるが、本実施形態では、以下の方法で補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）を算出する。

本実施形態では、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）内の統計量算出領域６０に沿う画素値の第１プロファイルと、吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）内の統計量算出領域６０に沿う画素値の第２プロファイルとに基づいて統計量を算出する。統計量算出領域６０は、上記第１実施形態と同様に、操作部１８ａの操作により位置及び長さが設定可能である。

統計量算出領域６０が設定され、図１３に示すように、第１プロファイルＰ１と第２プロファイルＰ２が取得されると、第１及び第２統計量算出部４３，４４は、第１プロファイルＰ１の平均値α_１と、第２プロファイルＰ２の平均値α_２とを算出し、統計量算出領域６０に沿う画素値に基づいて、式（２８）で表される関数Ｊ（ρ）を最小とする補正係数ρを求める。本実施形態では、平均値α_１，α_２及び補正係数ρが統計量である。

第１及び第２変換処理部４５，４６は、それぞれ式（２９）及び式（３０）に基づく変換処理を行う。

この変換処理により、第１プロファイルＰ１と第２プロファイルＰ２の画素値の平均値及び広がり幅がほぼ同一となる。この後、減算処理部４７により変換済み位相微分画像ψ’（ｘ，ｙ）から変換済み吸収微分画像Ｉ’_ｘ（ｘ，ｙ）が対応する画素ごとに減算され、障害陰影５１が除去された補正済み位相微分画像Ψ（ｘ，ｙ）が生成される。その他の構成は、上記第１実施形態と同一である。

なお、本実施形態においても、上記第１実施形態と同様に、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）や吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）に基づいて、統計量算出領域６０をシステム制御部１９が自動設定するように構成してもよい。

また、式（２８）において、第１項の「ψ（ｘ，ｙ）−α_１」と、第２項の「Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）−α_２」に対して共通に定数を加算及び／又は乗算したものは、式（２８）と等価である。また、式（２９）及び式（３０）の各右辺に対して共通に定数を加算及び／又は乗算したものは、式（２９）及び式（３０）で表される変換式と等価である。

例えば、式（２９）及び式（３０）に代えて、式（３１）及び式（３２）を用いてもよい。

なお、本実施形態の統計量（平均値α_１，α_２及び補正係数ρ）の算出と、この統計量に基づく変換処理を、上記第１実施形態のように統計量算出領域が２次元領域である場合にも適用可能である。

また、上記各実施形態では、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）及び吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）の全画素に一律に変換処理及び減算処理を行っているが、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）及び吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）を、複数のセグメントに分割し、各セグメントごとに変換処理及び減算処理を行ってもよい。例えば、図１４に示すように、骨部に対応する第１セグメントＳＧ１、関節裂隙に対応する第２セグメントＳＧ２、その他の部分に対応する第３セグメントＳＧ３を設定し、各セグメントから統計量を算出し、算出された統計量に基づいて前述の変換処理を施し、減算処理を施す。

第１〜第３セグメントＳＧ１〜ＳＧ３の設定は、図９に示す吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）に基づいて自動化してもよい。吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）の濃度は、骨部、関節裂隙、その他の部分でそれぞれ異なるため、濃度に基づいて第１〜第３セグメントＳＧ１〜ＳＧ３を設定することが可能である。

なお、全てのセグメントに減算処理を行う必要はなく、補正の必要のないセグメントについては減算処理を行わなくてもよい。例えば、骨部は、信号量が強く、障害陰影の影響を受けにくいため、第１セグメントＳＧ１については減算処理を行わなくてもよい。

また、上記各実施形態では、位相微分画像ψ（ｘ，ｙ）を、吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）を位相感度方向に微分することにより生成した吸収微分画像Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）に基づいて補正しているが、さらに、吸収画像Ｉ（ｘ，ｙ）を位相感度方向と直交する方向（Ｙ方向）に微分した吸収微分画像Ｉ_ｙ（ｘ，ｙ）を用いて補正してもよい。

また、上記各実施形態では、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、上記各実施形態では、縞走査時に第２の格子２２を格子線に直交する方向（Ｘ方向）に移動させているが、第２の格子２２を格子線に対して傾斜する方向（ＸＹ平面内でＸ方向及びＹ方向に直交しない方向）に移動させてもよい。この場合には、第２の格子２２の移動のＸ方向成分に基づいて、走査位置ｋを設定すればよい。第２の格子２２を格子線に対して傾斜する方向に移動させることにより、縞走査の一周期分の走査に要するストローク（移動距離）が長くなるため、移動精度が向上するといった利点がある。

また、上記各実施形態では、縞走査時に第２の格子２２を移動させているが、第２の格子２２に代えて、第１の格子２１を格子線に直交する方向または傾斜する方向に移動させてもよい。

また、上記各実施形態では、Ｘ線源１１から射出されるコーンビーム状のＸ線を射出するＸ線源１１を用いているが、平行ビーム状のＸ線を射出するＸ線源を用いることも可能である。この場合には、上式（６）に代えて、ｐ_２＝ｐ_１をほぼ満たすように第１及び第２の格子２１，２２を構成すればよい。

また、上記各実施形態では、Ｘ線源１１から射出されたＸ線を第１の格子２１に入射させており、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、図１５に示すように、Ｘ線源１１の射出側直後（Ｘ線源１１と第１の格子２１との間）に、ＷＯ２００６／１３１２３５号公報等に記されたマルチスリット（線源格子）７０を設けることにより、Ｘ焦点を分散化してもよい。マルチスリット７０の格子線はＹ方向に平行である。これより、高出力のＸ線源を用いることが可能となり、Ｘ線量が向上するため、位相微分画像の画質が向上する。この場合、マルチスリット７０のピッチｐ_０は、式（３３）を満たす必要がある。ここで、距離Ｌ_１は、マルチスリット７０から第１の格子２１までの距離を表す。

このようにマルチスリット７０を設けた場合には、マルチスリット７０の位置がＸ線焦点の位置となるため、上記各実施形態の距離Ｌ_１は、距離Ｌ_０に置き換えられる。

また、マルチスリット７０を設けた場合には、マルチスリット７０を固定したまま、第１の格子２１または第２の格子２２を移動させて縞走査を行うことの他に、第１及び第２の格子２１，２２を固定したまま、マルチスリット７０を移動させることにより縞走査を行うことが可能である。この場合、マルチスリット７０のピッチｐ_０を前述のＭで割った値（ｐ_０／Ｍ）を走査ピッチとして、マルチスリット７０をＸ方向に間欠移動させればよい。これにより、第１及び第２の格子２１，２２に対するマルチスリット７０の走査位置ｋは、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１と順に変更される。

また、上記各実施形態では、第１の格子２１が入射Ｘ線を幾何光学的に投影するように構成しているが、ＷＯ２００４／０５８０７０号公報等で知られているように、第１の格子２１をタルボ効果が生じる構成としてもよい。第１の格子２１でタルボ効果を生じさせるためには、Ｘ線の空間干渉性を高めるように、小焦点のＸ線光源を用いるか、マルチスリット７０を用いればよい。

第１の格子２１でタルボ効果が生じる場合には、第１の格子２１の自己像（Ｇ１像）は、第１の格子２１からＺ方向にタルボ距離Ｚ_ｍだけ離れた位置に生じる。このため、第１の格子２１から第２の格子２２までの距離Ｌ_２をタルボ距離Ｚ_ｍとする必要がある。この場合には、第１の格子２１を位相型格子とすることも可能である。

タルボ距離Ｚ_ｍは、第１の格子２１の構成とＸ線のビーム形状とに依存する。例えば、第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、式（３４）で表される。ここで、「ｍ」は、正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ_１，ｐ_２は、式（６）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリット７０を用いる場合には、距離Ｌ_１は距離Ｌ_０に置き換えられる）。

また、第１の格子２１がＸ線にπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、式（３５）で表される。ここで、「ｍ」は、「０」または正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ_１，ｐ_２は、式（６）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリット７０を用いる場合には、距離Ｌ_１は距離Ｌ_０に置き換えられる）。

また、第１の格子２１がＸ線にπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、式（３６）で表される。ここで、「ｍ」は、「０」または正の整数である。この場合には、Ｇ１像のパターン周期が第１の格子２１の格子周期の１／２倍となるため、格子ピッチｐ_１，ｐ_２は、式（３７）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリット７０を用いる場合には、距離Ｌ_１は距離Ｌ_０に置き換えられる）。

また、第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、式（３８）で表される。ここで、「ｍ」は、正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ_１，ｐ_２は、ｐ_２＝ｐ_１の関係をほぼ満たすように設定される。

また、第１の格子２１がＸ線にπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、式（３９）で表される。ここで、「ｍ」は、「０」または正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ_１，ｐ_２は、ｐ_２＝ｐ_１の関係をほぼ満たすように設定される。

そして、第１の格子２１がＸ線にπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、式（４０）で表される。ここで、「ｍ」は、「０」または正の整数である。この場合には、Ｇ１像のパターン周期が第１の格子２１の格子周期の１／２倍となるため、格子ピッチｐ_１，ｐ_２は、ｐ_２＝ｐ_１／２の関係をほぼ満たすように設定される。

また、上記各実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２として、Ｙ方向に延伸したＸ線吸収部がＸ方向に等間隔に配列された一次元格子を第１及び第２の格子２１，２２に用いているが、この一次元格子に代えて、図１６に示す正方格子状の２次元格子８０を用いてもよい。

この場合には、２次元格子８０を適用した第１の格子または第２の格子をＸ方向及びＹ方向にそれぞれ移動させ、Ｘ方向及びＹ方向について、それぞれＭ枚分の画像データを取得する。各Ｍ枚分の画像データに基づいて前述の画像処理を行うことにより、Ｘ方向に位相感度を有する第１位相微分画像と、Ｙ方向に位相感度を有する第２位相微分画像とが得られる。吸収画像をＸ方向に微分した第１吸収微分画像と、Ｙ方向に微分した第２吸収画像とを作成し、第１及び第２吸収微分画像に基づいて第１及び第２位相微分画像をそれぞれ同様に補正することにより、Ｘ方向に位相感度を有する第１補正済み位相微分画像と、Ｙ方向に位相感度を有する第２補正済み位相微分画像とが得られる。これらのＸ方向及びＹ方向の２つの処理に対して、前述の画像処理部１５を１つずつ個別に設けてもよいし、１つの画像処理部１５で２つの処理を個別に行なってもよい。なお、マルチスリット７０に２次元格子８０を適用してもよい。この場合も同様である。

また、上記各実施形態では、格子部１２に第１及び第２の格子２１，２２の２つの格子を設けているが、第２の格子２２を省略し、第１の格子２１のみとすることも可能である。

例えば、特開平２００９−１３３８２３号公報に記されたＸ線画像検出器を用いることにより、第２の格子２２を省略し、第１の格子２１のみとすることが可能である。このＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器であり、各画素の電荷収集電極が複数の線状電極群を備える。１つの線状電極群は、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続したものであり、他の線状電極群と互いに位相が異なるように配置されている。この線状電極群が第２の格子２２として機能し、線状電極群が複数存在することにより、一度の撮影で位相の異なる複数のＧ２像の検出が行われる。したがって、この構成では、走査機構２３を省略することが可能である。

また、走査機構２３を省略し、第１及び第２の格子２１，２２を介してＸ線画像検出器１３により得られる単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成することを可能とする画素分割法が知られている（ＷＯ２０１２／０５６７２４号公報参照）。この画素分割法は、第１の格子２１と第２の格子２２とを、Ｚ方向の回りに僅かに回転させて、Ｙ方向に周期を有するモアレ縞をＧ２像に発生させる。Ｘ線画像検出器１３により得られる単一の画像データを、モアレ縞に対して互いに位相が異なる画素行（Ｘ方向に並ぶ画素）の群に分割し、分割された複数の画像データを、縞走査により互いに異なる複数のＧ２像に基づくものと見なして、上記縞走査法と同様な手順で位相微分画像を生成する方法である。この画素分割法において、前述の強度変調信号は、単一の画像データに生じるモアレ縞の１周期分の画素値の強度変化として表される。

さらに、画素分割法と同様に、走査機構２３を省略し、第１及び第２の格子２１，２２を介してＸ線画像検出器１３により得られる単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成する方法として、ＷＯ２０１０／０５０４８３号公報に記載されたフーリエ変換法がある。このフーリエ変換法は、上記単一の画像データに対してフーリエ変換を行うことによりフーリエスペクトルを取得し、このフーリエスペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトル（位相情報を担うスペクトル）を分離した後、逆フーリエ変換を行うことにより位相微分画像を生成する方法である。なお、このフーリエ変換法において、前述の強度変調信号は、画素分割法の場合と同様に、単一の画像データに生じるモアレ縞の１周期分の画素値の強度変化として表される。

また、上記各実施形態では、吸収画像生成部４１が強度変調信号の平均値を求めることにより吸収画像を生成しているが、これに代えて、格子部１２を移動させる機構を設け、Ｘ線源１１とＸ線画像検出器１３との間から格子部１２を退避させた状態とし、Ｘ線源１１から放射されて被検体Ｈを透過したＸ線を、格子部１２を介さずにＸ線画像検出器１３で直接検出することにより生成した画像データを吸収画像としてもよい。

本発明は、医療診断用の放射線撮影装置の他に、工業用の放射線撮影装置等に適用することが可能である。また、放射線は、Ｘ線以外に、ガンマ線等を用いることも可能である。

Claims (14)

1. 放射線を放射する放射線源と、
   前記放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
   前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子を有する格子部と、
   前記画像データに基づき、前記放射線の被検体による位相シフト量の一方向への空間微分を表す位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
   前記被検体による放射線の吸収量を表す吸収画像を生成する吸収画像生成部と、
   前記吸収画像の前記一方向への空間微分を表す吸収微分画像を生成する吸収微分画像生成部と、
   前記位相微分画像と前記吸収微分画像とのそれぞれから、所定の統計量算出領域内の画素値の平均と分布の広がり幅とに関連する統計量を算出する統計量算出部と、
   前記位相微分画像と前記吸収微分画像との前記統計量算出領域内の画素値の分布がほぼ一致するように、前記位相微分画像と前記吸収微分画像との少なくとも一方の各画素値を前記統計量に基づいて変換する変換処理部と、
   前記変換処理部により変換を行った後、前記位相微分画像から前記吸収微分画像を減算する減算処理部と、
   を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
2. 前記統計量算出部は、前記位相微分画像の前記統計量算出領域内の画素値の平均値と分散値とを含む第１統計量と、前記吸収微分画像の前記統計量算出領域内の画素値の平均値と分散値とを含む第２統計量とを算出し、
   前記変換処理部は、前記第１及び第２統計量に基づいて、前記位相微分画像と前記吸収微分画像との少なくとも一方の各画素値を変換することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。
3. 前記変換処理部は、前記位相微分画像の前記統計量算出領域内の画素値の平均値及び分散値をそれぞれα_１、σ_１、前記吸収微分画像の前記統計量算出領域内の画素値の平均値及び分散値をそれぞれα_２、σ_２、前記位相微分画像をψ（ｘ，ｙ）、前記吸収微分画像をＩ_ｘ（ｘ，ｙ）とした場合に、式（１）及び式（２）で表される変換またはこれと等価な変換を行うことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮影装置。
   
   
4. 前記統計量算出部は、前記位相微分画像の前記統計量算出領域内の画素値の平均値をα_１、前記吸収微分画像の前記統計量算出領域内の画素値の平均値をα_２、前記位相微分画像をψ（ｘ，ｙ）、前記吸収微分画像をＩ_ｘ（ｘ，ｙ）とした場合に、式（３）で表される関数Ｊ（ρ）またはこれと等価な関数を最小とする補正係数ρを求めることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。
   
   但し、式（３）内の和は、前記統計量算出領域内を対象とする。
5. 前記変換処理部は、式（４）及び式（５）で表される変換またはこれと等価な変換を行うことを特徴とする請求項４に記載の放射線撮影装置。
   
   
6. 前記統計量算出領域の位置及び大きさを設定可能とする操作部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装置。
7. 前記位相微分画像または前記吸収画像に基づいて前記統計量算出領域を設定する自動設定部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装置。
8. 前記自動設定部は、前記吸収画像に基づき、前記放射線の透過率が所定値以上の領域を前記統計量算出領域として設定することを特徴とする請求項７に記載の放射線撮影装置。
9. 前記格子部は、前記放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する第２の格子と有し、
   前記放射線画像検出器は、前記第２の周期パターン像を検出して前記画像データを生成することを特徴とする請求項１から８いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
10. 前記格子部は、前記第１の格子または前記第２の格子を所定の走査ピッチで移動させ、複数の走査位置に順に設定する走査機構を有し、
    前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第２の周期パターン像を検出して前記画像データを生成し、
    前記位相微分画像生成部は、前記複数の走査位置において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前記位相微分画像を生成することを特徴とする請求項９に記載の放射線撮影装置。
11. 前記吸収画像生成部は、前記複数の画像データを、画素ごとに平均化することにより前記吸収画像を生成することを特徴とする請求項１０に記載の放射線撮影装置。
12. 前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により得られる単一の画像データに基づいて前記位相微分画像を生成することを特徴とする請求項９に記載の放射線撮影装置。
13. 前記第１及び第２の格子は、正方格子状の２次元格子であり、
    前記位相微分画像生成部は、前記位相シフト量の第１方向への空間微分を表す第１位相微分画像と、前記位相シフト量の前記第１方向に直交する第２方向への空間微分を表す第２位相微分画像とを生成し、
    前記吸収微分画像生成部は、前記吸収画像の前記第１方向への空間微分を表す第１吸収微分画像と、前記吸収画像の前記第２方向への空間微分を表す第２吸収微分画像とを生成し、
    前記統計量算出部、前記変換処理部、及び前記減算処理部は、前記第１位相微分画像及び前記第１吸収微分画像と、前記第２位相微分画像及び前記第２吸収微分画像とのそれぞれについて処理を施すことを特徴とする請求項９に記載の放射線撮影装置。
14. 放射線源から放射され、少なくとも１つの格子を通過した放射線を検出して画像データを生成する画像データ生成ステップと、
    前記画像データに基づき、前記放射線の被検体による位相シフト量の一方向への空間微分を表す位相微分画像を生成する位相微分画像生成ステップと、
    前記被検体による放射線の吸収量を表す吸収画像を生成する吸収画像生成ステップと、
    前記吸収画像の前記一方向への空間微分を表す吸収微分画像を生成する吸収微分画像生成ステップと、
    前記位相微分画像と前記吸収微分画像とのそれぞれから、所定の統計量算出領域内の画素値の平均と分布の広がり幅とに関連する統計量を算出する統計量算出ステップと、
    前記位相微分画像と前記吸収微分画像との前記統計量算出領域内の画素値の分布がほぼ一致するように、前記位相微分画像と前記吸収微分画像との少なくとも一方の各画素値を前記統計量に基づいて変換する変換処理ステップと、
    前記変換を行った後、前記位相微分画像から前記吸収微分画像を減算する減算処理ステップと、
    を備えることを特徴とする放射線撮影方法。