JP2016154766A - 医用画像システム及び画像処理装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】ＢＧ撮影時に被写体と同等のＸ線スペクトル変化を生じさせる部材を介在させる手間なく、容易に画像ムラを低減できるようにする。
【解決手段】医用画像システムによれば、コントローラー５の制御部５１は、Ｘ線撮影装置１により取得された被写体モアレ縞画像に基づいて被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)を生成し、ＢＧモアレ縞画像に基づいてＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)を生成し、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)における高周波成分の割合を補正する。そして、得られた補正済みＢＧ吸収画像IAB_BG2(x,y)を用いて被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)を補正して補正済み吸収画像IAB2(x,y)を生成する。
【選択図】図１１

Description

本発明は、医用画像システム及び画像処理装置に関する。
従来、タルボ（Talbot）干渉計やタルボ・ロー（Talbot-Lau）干渉計等の、タルボ効果を利用したＸ線撮影装置が知られている。タルボ効果とは、一定の周期でスリットが設けられた第１格子を干渉性の光が透過すると、光の進行方向に一定周期でその格子像を結ぶ現象をいう。この格子像は自己像と呼ばれ、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計は自己像を結ぶ位置に第２格子を配置し、この第２格子をわずかにずらすことで生じる干渉縞を測定する。第２格子の前に物体を配置するとモアレが乱れることから、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計によりＸ線撮影を行うのであれば、第１格子の前に被写体を配置して干渉性Ｘ線を照射し、得られたモアレ縞画像を演算することによって被写体の再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）を得ることが可能である。
ところで、上記のようにしてタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置でモアレ縞画像を撮影し、それを単純に再構成すると、使用する格子に起因する画像ムラが写り込む。
そこで、この画像ムラを減弱するために、被写体を撮影することにより得られた被写体モアレ縞画像に基づいて生成した被写体再構成画像を、被写体を置かずに撮影（以下、バックグラウンド撮影（ＢＧ撮影）という）することにより得られたバックグラウンドモアレ縞画像（以下、ＢＧモアレ縞画像という）に基づいて生成したバックグラウンド再構成画像（ＢＧ再構成画像）で減算または除算する補正(以下、ＢＧ処理という)が行われている。
しかし、被写体を透過するとＸ線スペクトルが変化するため、ＢＧ処理を行った補正後の吸収画像・小角散乱画像においても、第１格子あるいは第２格子に起因する画像ムラが残存してしまう。
そこで、例えば、特許文献１には、ＢＧ撮影時に、Ｘ線が被写体を透過したときと同等のＸ線スペクトル変化を生じさせる均質な部材を介在させた状態で撮影を行い、得られたＢＧモアレ縞画像に基づいて作成したＢＧ再構成画像を用いてＢＧ処理を施すことにより、上述のＸ線スペクトルの変化により被写体再構成画像に残存する画像ムラを低減することが記載されている。
特開２０１４−１３５９８９号公報
しかし、特許文献１の手法は、ＢＧ撮影時に被写体と同等のＸ線スペクトル変化を生じさせる部材を介在させた状態で撮影を行う、あるいは、予め撮影しておく必要があり、従来のＢＧ撮影に比べて手間がかかり煩雑である。
本発明の課題は、ＢＧ撮影時に被写体と同等のＸ線スペクトル変化を生じさせる部材を介在させる手間なく、容易に画像ムラを低減できるようにすることである。
上記課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、
Ｘ線を照射するＸ線源と、
前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に複数のスリットが配列されて構成され、前記Ｘ線の照射方向に並んで設けられた複数の格子と、
前記Ｘ線源により照射され、前記複数の格子を透過したＸ線に応じて電荷を蓄積し電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取ってモアレ縞画像を取得するＸ線検出器と、
を備えるタルボ干渉計又はタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置と、
前記Ｘ線の照射経路上に設けられた被写体配置位置に被写体を配置して前記Ｘ線源からＸ線を照射することにより取得された被写体有りのモアレ縞画像に基づいて被写体吸収画像を生成する被写体吸収画像生成手段と、
前記Ｘ線の照射経路上に設けられた被写体配置位置に被写体を配置せずに前記Ｘ線源からＸ線を照射することにより取得された被写体無しのモアレ縞画像に基づいて被写体無し吸収画像を生成する被写体無し吸収画像生成手段と、
前記被写体無し吸収画像を用いて前記被写体吸収画像の画像ムラを補正する画像ムラ補正手段と、
を備える医用画像システムであって、
前記被写体無し吸収画像における高周波成分の割合のみを補正する被写体無し吸収画像補正手段を備え、
前記画像ムラ補正手段は、前記被写体無し吸収画像補正手段により補正された被写体無し吸収画像を用いて前記被写体吸収画像の画像ムラを補正する。
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の発明において、
前記被写体無し吸収画像補正手段は、前記被写体無し吸収画像の画素毎に高周波成分を抽出し、当該高周波成分を前記被写体吸収画像の高周波成分に合わせるための補正係数を前記高周波成分に乗算することにより前記被写体無し吸収画像における高周波成分の割合のみを補正する。
請求項３に記載の発明は、請求項２に記載の発明において、
前記被写体無し吸収画像補正手段は、補正前の前記被写体無し吸収画像を用いて前記被写体吸収画像を補正した画像の各画素の値に応じた補正係数を前記被写体無し吸収画像の対応する画素に設定する。
請求項４に記載の発明は、請求項２又は３に記載の発明において、
前記被写体無し吸収画像補正手段は、前記被写体吸収画像における骨部領域に対応する領域と軟部領域に対応する領域とで異なる補正係数を設定する。
請求項５に記載の発明は、請求項２〜４の何れか一項に記載の発明において、
前記被写体無し吸収画像補正手段は、前記被写体無し吸収画像における各画素に対し、その画素における高周波成分の値に応じた補正係数を設定する。
請求項６に記載の発明は、請求項１〜５の何れか一項に記載の発明において、
前記画像ムラ補正手段は、前記被写体吸収画像を前記補正された被写体無し吸収画像で除算することにより前記被写体吸収画像の画像ムラを補正する。
請求項７に記載の発明は、
タルボ干渉計又はタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置において取得された画像に画像処理を施す画像処理装置であって、
前記Ｘ線撮影装置においてＸ線の照射経路上に設けられた被写体配置位置に被写体を配置してＸ線を照射することにより取得された被写体有りのモアレ縞画像に基づいて被写体吸収画像を生成する被写体吸収画像生成手段と、
前記Ｘ線撮影装置においてＸ線の照射経路上に設けられた被写体配置位置に被写体を配置せずにＸ線を照射することにより取得された被写体無しのモアレ縞画像に基づいて被写体無し吸収画像を生成する被写体無し吸収画像生成手段と、
前記被写体無し吸収画像における高周波成分の割合のみを補正する被写体無し吸収画像補正手段と、
前記被写体無し吸収画像補正手段により補正された被写体無し吸収画像を用いて前記被写体吸収画像の画像ムラを補正する画像ムラ補正手段と、
を備える。
本発明によれば、ＢＧ撮影時に被写体と同等のＸ線スペクトル変化を生じさせる部材を介在させる手間なく、容易に画像ムラを低減することが可能となる。
本実施形態に係る医用画像システムの全体構成を示す図である。 マルチスリットの平面図である。 図１の本体部の機能的構成を示すブロック図である。 図１のコントローラーの機能的構成を示すブロック図である。 タルボ干渉計の原理を説明する図である。 図３の制御部により実行される撮影制御処理を示すフローチャートである。 ５ステップの撮影により得られるモアレ縞画像を示す図である。 タルボ・ロー干渉計を用いてファントムを被写体として撮影することにより得られた被写体吸収画像である。 図８と同じ撮影条件でファントムを置かずに撮影することにより得られたＢＧ吸収画像である。 （ａ）は、図８の被写体吸収画像を図９のＢＧ吸収画像で除算して得た吸収画像IABの自然対数をとった画像、（ｂ）は、（ａ）の画像の微分吸収画像である。 図４の制御部により実行される吸収画像生成処理のフローチャートである。 （ａ）は、筋状ムラ補正用の補正係数、（ｂ）は、粒状ムラ補正用の補正係数を示す図である。 （ａ）は、画像全体に軟部組織用の補正係数を用いて生成された補正済み吸収画像の自然対数をとった画像、（ｂ）は、（ａ）の画像の微分吸収画像である。 （ａ）は、骨部領域には骨部用、軟部領域には軟部組織用の補正係数を用いて生成された補正済み吸収画像の自然対数をとった画像、（ｂ）は、（ａ）の画像の微分吸収画像である。 画像全体に筋状ムラ補正用の補正係数を用いて生成された補正済み吸収画像の自然対数をとった画像である。 筋状のムラには筋状ムラ補正用の、粒状のムラには粒状ムラ補正用の補正係数を用いて生成された補正済み吸収画像の自然対数をとった画像である。
以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。
図１に、本発明の実施形態に係る医用画像システムを示す。医用画像システムは、Ｘ線撮影装置１とコントローラー５を備える。Ｘ線撮影装置１はタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影を行い、コントローラー５は当該Ｘ線撮影により得られた複数のモアレ縞画像を用いて被写体の再構成画像を生成する。
Ｘ線撮影装置１は、図１に示すように、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６、保持部１７、本体部１８等を備える。
Ｘ線撮影装置１は縦型であり、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、この順序に重力方向であるｚ方向に配置される。Ｘ線源１１の焦点とマルチスリット１２間の距離をｄ１（ｍｍ）、Ｘ線源１１の焦点とＸ線検出器１６間の距離をｄ２（ｍｍ）、マルチスリット１２と第１格子１４間の距離をｄ３（ｍｍ）、第１格子１４と第２格子１５間の距離をｄ４（ｍｍ）で表す。なお、被写体台１３の位置は、第１格子１４と第２格子１５との間に設けられていてもよい。
距離ｄ１は好ましくは５〜５００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは５〜３００（ｍｍ）である。
距離ｄ２は、一般的に撮影室の高さは３（ｍ）程度又はそれ以下であることから、少なくとも３０００（ｍｍ）以下であることが好ましい。なかでも、距離ｄ２は４００〜３０００（ｍｍ）が好ましく、さらに好ましくは５００〜２０００（ｍｍ）である。
Ｘ線源１１の焦点と第１格子１４間の距離（ｄ１＋ｄ３）は、好ましくは３００〜３０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは４００〜１８００（ｍｍ）である。
Ｘ線源１１の焦点と第２格子１５間の距離（ｄ１＋ｄ３＋ｄ４）は、好ましくは４００〜３０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは５００〜２０００（ｍｍ）である。
それぞれの距離は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の波長から、第２格子１５上に第１格子１４による格子像（自己像）が重なる最適な距離を算出し、設定すればよい。
Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、同一の保持部１７に一体的に保持され、ｚ方向における位置関係が固定されている。保持部１７はアーム状に形成され、本体部１８に設けられた駆動部１８ａによりｚ方向に移動可能に本体部１８に取り付けられている。
Ｘ線源１１は、緩衝部材１７ａを介して保持されている。緩衝部材１７ａは、衝撃や振動を吸収できる材料であれば何れの材料を用いてもよいが、例えばエラストマー等が挙げられる。Ｘ線源１１はＸ線の照射によって発熱するため、Ｘ線源１１側の緩衝部材１７ａは加えて断熱素材であることが好ましい。
Ｘ線源１１はＸ線管を備え、当該Ｘ線管によりＸ線を発生させて重力方向（ｚ方向）にＸ線を照射する。Ｘ線管としては、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線管や回転陽極Ｘ線管を用いることができる。陽極としては、タングステンやモリブデンを用いることができる。
Ｘ線の焦点径は、０．０３〜３（mm）が好ましく、さらに好ましくは０．１〜１（mm）である。
Ｘ線源１１のＸ線照射方向には、Ｘ線の照射範囲を狭めるための図示しない照射野絞りが設けられている。
マルチスリット１２（第３格子）は回折格子であり、図２に示すようにｘ方向に複数のスリットが所定間隔で設けられている。マルチスリット１２はシリコンやガラスといったＸ線の吸収率が低い材質の基板上に、タングステン、鉛、金といったＸ線の遮蔽力が大きい、つまりＸ線の吸収率が高い材質により形成される。例えば、フォトリソグラフィーによりレジスト層がスリット状にマスクされ、ＵＶが照射されてスリットのパターンがレジスト層に転写される。露光によって当該パターンと同じ形状のスリット構造が得られ、電鋳法によりスリット構造間に金属が埋め込まれて、マルチスリット１２が形成される。
マルチスリット１２のスリット周期は１〜６０（μｍ）である。スリット周期は、図２に示すように隣接するスリット間の距離を１周期とする。スリットの幅（ｘ方向の長さ）はスリット周期の１〜６０（％）の長さであり、さらに好ましくは１０〜４０（％）である。スリットの高さ（ｚ方向の長さ）は１〜５００（μｍ）であり、好ましくは１〜１５０（μｍ）である。
マルチスリット１２のスリット周期をｗ０（μｍ）、第１格子１４のスリット周期をｗ１（μｍ）とすると、スリット周期ｗ０は下記式により求めることができる。
ｗ０＝ｗ１・（ｄ３＋ｄ４）／ｄ４
当該式を満たすように周期ｗ０を決定することにより、マルチスリット１２及び第１格子１４の各スリットを通過したＸ線により形成される自己像が、それぞれ第２格子１５上で重なり合い、いわばピントが合った状態とすることができる。
図１に示すように、マルチスリット１２に隣接して、マルチスリット１２をｚ方向と直交するｘ方向に移動させる駆動部１２ａが設けられる。駆動部１２ａとしては、例えばウォーム減速機等の比較的大きな減速比系の駆動機構を単体で又は組合せて用いることができる。
被写体台１３は、Ｘ線源１１からのＸ線照射経路上の被写体配置位置に設けられた、被写体を載置するための台である。
第１格子１４は、マルチスリット１２と同様にｘ方向に所定の周期の複数のスリットが設けられた回折格子である（図２参照）。第１格子１４は、マルチスリット１２と同様にＵＶを用いたフォトリソグラフィーによって形成することもできるし、いわゆるＩＣＰ法によりシリコン基板に微細細線で深掘加工を行い、シリコンのみで格子構造を形成することとしてもよい。第１格子１４のスリット周期は１〜２０（μｍ）である。スリットの幅はスリット周期の２０〜７０（％）であり、好ましくは３５〜６０（％）である。スリットの高さは１〜１００（μｍ）である。
第１格子１４として位相型を用いる場合、スリットの高さはスリット周期を形成する２種の素材、つまりＸ線透過部とＸ線遮蔽部の素材による位相差がπ／８〜１５×π／８となる高さとする。好ましくは、π／２又はπとなる高さである。第１格子１４として吸収型を用いる場合、スリットの高さはＸ線遮蔽部によりＸ線が十分吸収される高さとする。
第１格子１４がＸ線透過部とＸ線遮蔽部の素材による位相差がπ／２の位相型である場合、第１格子１４と第２格子１５間の距離ｄ４は、次の条件をほぼ満たすことが必要である。
ｄ４＝（ｍ＋１／２）・ｗ１ ２／λ
なお、ｍは整数であり、λはＸ線の波長である。
第２格子１５は、マルチスリット１２と同様にｘ方向に所定の周期の複数のスリットが設けられた回折格子である（図２参照）。第２格子１５もフォトリソグラフィーにより形成することができる。第２格子１５のスリット周期は１〜２０（μｍ）である。スリットの幅はスリット周期の３０〜７０（％）であり、好ましくは３５〜６０（％）である。スリットの高さは１〜１００（μｍ）である。
本実施形態では第１格子１４及び第２格子１５は、それぞれの格子面がｚ方向に対し垂直（ｘ−ｙ平面内で平行）であり、第１格子１４のスリットの方向と第２格子１５のスリットの方向とは、ｘ−ｙ平面内で所定角度だけ（わずかに）傾けて配置されているが、両者を平行な配置としても良い。
上記マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５は、例えば下記のように構成することができる。
Ｘ線源１１の焦点径；３００（μｍ）、管電圧：４０（ｋＶｐ）、付加フィルター：アルミ１．６（ｍｍ）
Ｘ線源１１の焦点からマルチスリット１２までの距離ｄ１ ： ２４０（ｍｍ）
マルチスリット１２から第１格子１４までの距離ｄ３ ：１１１０（ｍｍ）
マルチスリット１２から第２格子１５までの距離ｄ３＋ｄ４：１３７０（ｍｍ）
マルチスリット１２のサイズ：１０（ｍｍ四方）、スリット周期：２２．８（μｍ）
第１格子１４のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：４．３（μｍ）
第２格子１５のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：５．３（μｍ）
Ｘ線検出器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が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取る。
Ｘ線検出器１６の画素サイズは１０〜３００（μｍ）であり、さらに好ましくは５０〜２００（μｍ）である。
Ｘ線検出器１６は第２格子１５に当接するように保持部１７に位置を固定することが好ましい。第２格子１５とＸ線検出器１６間の距離が大きくなるほど、Ｘ線検出器１６により得られるモアレ縞画像がボケるからである。
Ｘ線検出器１６としては、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）を用いることができる。Ｆ
ＰＤには、検出されたＸ線を光電変換素子を介して電気信号に変換する間接変換型、検出されたＸ線を直接的に電気信号に変換する直接変換型があるが、何れを用いてもよい。
間接変換型は、ＣｓＩやＧｄ２Ｏ２Ｓ等のシンチレータプレートの下に、光電変換素子がＴＦＴ（薄膜トランジスタ）とともに２次元状に配置されて各画素を構成する。Ｘ線検出器１６に入射したＸ線がシンチレータプレートに吸収されると、シンチレータプレートが発光する。この発光した光により、各光電変換素子に電荷が蓄積され、蓄積された電荷は画像信号として読み出される。
直接変換型は、アモルファスセレンの熱蒸着により、１００〜１０００（μm）の膜圧
のアモルファスセレン膜がガラス上に形成され、２次元状に配置されたＴＦＴのアレイ上にアモルファスセレン膜と電極が蒸着される。アモルファスセレン膜がＸ線を吸収するとき、電子正孔対の形で物質内に電圧が遊離され、電極間の電圧信号がＴＦＴにより読み取られる。
なお、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）、Ｘ線カメラ等の撮影手段をＸ線検出器１６
として用いてもよい。
本体部１８は、図３に示すように、制御部１８１、操作部１８２、表示部１８３、通信部１８４、記憶部１８５等を備えて構成されている。
制御部１８１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＡＭ（Random Access Memory）等から構成され、記憶部１８５に記憶されているプログラムとの協働により、各種処理を実行する。制御部１８１は、Ｘ線源１１、駆動部１２ａ、駆動部１８ａ、Ｘ線検出器１６等の各部に接続されており、後述する撮影制御処理等を実行することにより、例えば、コントローラー５から入力される撮影条件の設定情報に従って、Ｘ線源１１からのＸ線照射のタイミングやＸ線照射条件、Ｘ線検出器１６による画像信号の読取タイミング、マルチスリット１２の移動等を制御する。
操作部１８２は、曝射スイッチ等を備え、これらの操作に応じた操作信号を生成して制御部１８１に出力する。
表示部１８３は制御部１８１の表示制御に従って、ディスプレイに操作画面やＸ線撮影装置１の動作状況等を表示する。
通信部１８４は通信インターフェイスを備え、ネットワーク上のコントローラー５と通信する。例えば、通信部１８４はＸ線検出器１６によって読み取られ、記憶部１８５に記憶されたモアレ縞画像をコントローラー５に送信する。
記憶部１８５は、制御部１８１により実行されるプログラム、プログラムの実行に必要なデータを記憶している。また、記憶部１８５はＸ線検出器１６によって得られたモアレ縞画像を記憶する。
コントローラー５は、オペレーターによる操作に従ってＸ線撮影装置１の撮影動作を制御する。また、コントローラー５は、画像処理装置として、Ｘ線撮影装置１により得られた一連のモアレ縞画像に画像処理を施す。例えば、Ｘ線撮影装置１により得られた一連のモアレ縞画像を用いて被写体の再構成画像（吸収画像、小角散乱画像、微分位相画像）を生成する。
コントローラー５は、図４に示すように、制御部５１、操作部５２、表示部５３、通信部５４、記憶部５５を備えて構成されている。
制御部５１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＡＭ（Random Access Memory
）等から構成され、記憶部５５に記憶されているプログラムとの協働により、後述する吸収画像生成処理をはじめとする各種処理を実行する。制御部５１は、被写体吸収画像生成手段、被写体無し吸収画像生成手段、被写体無し吸収画像補正手段、画像ムラ補正手段として機能する。
操作部５２は、カーソルキー、数字入力キー、及び各種機能キー等を備えたキーボードと、マウス等のポインティングデバイスを備えて構成され、キーボードで押下操作されたキーの押下信号とマウスによる操作信号とを、入力信号として制御部５１に出力する。表示部５３のディスプレイと一体に構成されたタッチパネルを備え、これらの操作に応じた操作信号を生成して制御部５１に出力する構成としてもよい。
表示部５３は、例えば、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等のモニターを備えて構成されており、制御部５１の表示制御に従って、操作画面、生成された再構成画像等を表示する。
通信部５４は、通信インターフェイスを備え、ネットワーク上のＸ線撮影装置１やＸ線検出器１６と有線又は無線により通信する。例えば、通信部５４は、Ｘ線撮影装置１に撮影条件や制御信号を送信したり、Ｘ線撮影装置１又はＸ線検出器１６からモアレ縞画像を受信したりする。
記憶部５５は、制御部５１により実行されるプログラム、プログラムの実行に必要なデータを記憶している。例えば、記憶部５５は、図示しないＲＩＳ（Radiology Information System）やＨＩＳ（Hospital Information System）等により予約された撮影の情報である撮影オーダー情報を記憶している。撮影オーダー情報は、患者ＩＤ及び患者名等の患者情報、撮影部位（被写体部位）情報等を含む。
また、記憶部５５は、被写体部位と、その被写体部位の撮影に適した撮影条件とを対応付けた撮影条件テーブルを記憶している。
また、記憶部５５は、撮影オーダー情報に基づいてＸ線撮影装置１で取得されたモアレ縞画像、モアレ縞画像に基づき生成された再構成画像等を当該撮影オーダー情報に対応付けて記憶する。
また、記憶部５５は、Ｘ線検出器１６に対応するゲイン補正データ、欠陥画素マップ等を予め記憶する。欠陥画素マップは、Ｘ線検出器１６の欠陥画素（画素がないものも含む）の位置情報（座標）である。
＜医用画像システムの動作＞
ここで、上記Ｘ線撮影装置１のタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影方法を説明する。
図５に示すように、Ｘ線源１１から照射されたＸ線が第１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。この像を自己像といい、自己像が形成される現象をタルボ効果という。自己像を結ぶ位置に第２格子１５が自己像と概ね平行に配置され、第２格子１５を透過したＸ線によりモアレ縞画像（図５においてＭｏで示す）が得られる。即ち、第１格子１４は、周期パターンを形成し、第２格子１５は周期パターンをモアレ縞に変換する。Ｘ線源１１と第１格子１４間に被写体（図５においてＨで示す）が存在すると、被写体によってＸ線の位相がずれるため、図５に示すようにモアレ縞画像上のモアレ縞は被写体の辺縁を境界に乱れる。このモアレ縞の乱れを、モアレ縞画像を処理することによって検出し、被写体像を画像化することができる。これがタルボ干渉計の原理である。
Ｘ線撮影装置１では、Ｘ線源１１と第１格子１４との間のＸ線源１１に近い位置に、マルチスリット１２が配置され、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影が行われる。タルボ干渉計はＸ線源１１が理想的な点線源であることを前提としているが、実際の撮影にはある程度焦点径が大きい焦点が用いられるため、マルチスリット１２によってあたかも点線源が複数連なってＸ線が照射されているかのように多光源化する。これがタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影法であり、焦点径がある程度大きい場合にも、タルボ干渉計と同様のタルボ効果を得ることができる。
本実施形態においては、縞走査法により撮影を行う。縞走査とは、一般的には、格子（マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５）のうちの何れか１枚（本実施形態では、マルチスリット１２とする）をスリット周期方向（ｘ方向）に相対的に動かしてＭ回（Ｍは正の整数、Ｍ＞２）の撮影（Ｍステップの撮影）を行い、１枚の再構成画像を生成するのに必要なＭ枚のモアレ縞画像を取得することをいう。具体的には、移動させる格子のスリット周期をｄ（μｍ）とすると、ｄ／Ｍ（μｍ）ずつ格子をスリット周期方向に動かして撮影を行うことを繰り返し、Ｍ枚のモアレ縞画像を取得する。
従来のタルボ・ロー干渉計では、マルチスリット１２は上述のように多光源化と照射線量の増大を目的に用いられ、縞走査法により複数のモアレ縞画像を得るためには第１格子１４又は第２格子１５を相対移動させていた。しかし、本実施形態では、第１格子１４又は第２格子１５を相対移動させるのではなく、第１格子１４及び第２格子１５の位置は固定したまま、第１格子１４及び第２格子１５に対してマルチスリット１２を移動させることで一定周期間隔のモアレ縞画像を複数得る。
図６は、Ｘ線撮影装置１の制御部１８１により実行される撮影制御処理を示すフローチャートである。図６を参照して撮影制御処理の流れについて説明する。
まず、オペレーターにより操作部１８２の曝射スイッチが操作されると（ステップＳ１；ＹＥＳ）、制御部１８１は、Ｘ線源１１、Ｘ線検出器１６、駆動部１２ａを制御して複数ステップの一連の撮影を実行し、モアレ縞の位相が異なる一連のモアレ縞画像を取得する（ステップＳ２）。
一連の撮影では、まず、マルチスリット１２が停止した状態でＸ線源１１によるＸ線の照射が開始される。Ｘ線検出器１６では前回の撮影により残存する不要な電荷を取り除くリセット後、Ｘ線照射のタイミングに合わせて電荷が蓄積され、Ｘ線の照射停止のタイミングに合わせて蓄積された電荷が画像信号として読み取られる。これが１ステップ分の撮影である。１ステップ分の撮影が終了するタイミングでマルチスリット１２の移動が開始され、所定量移動すると停止され、次のステップの撮影が行われる。このようにして、マルチスリット１２の移動と停止が所定のステップ数分だけ繰り返され、マルチスリット１２が停止したときにＸ線の照射と画像信号の読み取りが行われる。マルチスリット１２がスリット周期１周期分移動した撮影が終了したときに、１枚の再構成画像を生成するのに必要な複数のモアレ縞画像を取得するための一連の撮影が終了する。
一連の撮影におけるステップ数Ｍは２〜２０、さらに好ましくは３〜１０である。視認性の高い再構成画像を短時間で得るという観点からすれば、５ステップが好ましい（参照文献１：K.Hibino, B.F.Oreb and D.I.Farrant, Phase shifting for nonsinusoidal wave forms with phase-shift errors, J.Opt.Soc.Am.A, Vol.12, 761-768(1995)、参照文献２：A.Momose, W.Yashiro, Y. Takeda, Y.Suzuki and T.Hattori, Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometetry for biological imaging, Jpn. J. Appl. Phys., Vol.45,5254-5262(2006)）。ここでは、５ステップの撮影を行うこととして説明する。
例えば、マルチスリット１２のスリット周期を２２．８（μｍ）とし、５ステップの撮影を１０秒で行うとする。マルチスリット１２がそのスリット周期の１／５に該当する４．５６（μｍ）移動し停止する毎に撮影が行われる。撮影時間でいえば曝射スイッチＯＮ後、２、４、６、８、１０秒後にそれぞれ撮影が行われる。理想的な送り精度によりマルチスリット１２を一定の送り量で移動できた場合、図７に示すように、５ステップの撮影で、マルチスリット１２のスリット周期１周期分のモアレ縞画像５枚が得られる。
一連の各ステップの撮影が終了すると、制御部１８１は、通信部１８４によりコントローラー５に、各ステップのモアレ縞画像を送信させる（ステップＳ３）。通信部１８４からコントローラー５に対しては各ステップの撮影が終了する毎に１枚ずつ送信することとしてもよいし、各ステップの撮影が終了し、全てのモアレ縞画像が得られた後、まとめて送信することとしてもよい。
なお、本実施形態においては、被写体台１３に被写体を配置した撮影（被写体撮影）と被写体台１３に被写体を配置しないＢＧ撮影が行われ、被写体モアレ縞画像（被写体有りのモアレ縞画像）及びＢＧモアレ縞画像（被写体無しのモアレ縞画像）が取得される。
コントローラー５においては、通信部５４により本体部１８からの一連の被写体モアレ縞画像及びＢＧモアレ縞画像が受信されると、制御部５１は、受信した一連の被写体モアレ縞画像及びＢＧモアレ縞画像に基づいて、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像等の再構成画像を生成する。
再構成画像のうち、吸収画像IAB（x,y）は、一般的には、以下の［式１］により生成されている（参照文献３：A.Momose, W.Yashiro, H.Kuwabara and K.Kawabata, Grating-Based X-ray Phase Imaging Using Multiline X-ray Source, Jpn. J. Appl. Phys., Vol.48, 076512(2009)）。
ここで、
Ik SAMPLE(x,y)、Ik BG(x,y)は、それぞれｋ回目の撮影の被写体モアレ縞画像、ＢＧモアレ縞画像の画素値を表す。(x,y)は、各画像における画素の２次元座標を表す。IAB_SAMPLE(x,y)、IAB_BG(x,y)は、それぞれ被写体吸収画像、ＢＧ吸収画像（被写体無し吸収画像）の画素値を表す。
図８に、タングステン管、40kVp（付加フィルター・アルミ2.3mm）のタルボ・ロー干渉計を用いてファントムを被写体として撮影することにより得られた被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)の一例を示す。図９に、図８と同じ撮影条件でファントムを置かずに撮影することにより得られたＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の一例を示す。なお、図９以降に示す矢印や破線は、画像ムラを指し示すものである。図８、図９の各画像においては、紙面縦方向に細かい筋が入っているが、これは、主に第２格子１５の作製時に発生する格子の高さや周期のムラに起因する画像ムラと考えられる。
格子起因の画像ムラは、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)とＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)に同様に現れるはずであり、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)とＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の比をとることで、格子起因のムラの影響のない、被写体によるＸ線の減弱を表す吸収画像IAB（x,y）を得ることができるはずである。しかし、実際には、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)とＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の比をとって生成した吸収画像IAB（x,y）には、格子起因の画像ムラが残存することがわかっている。
図１０（ａ）は、［式１］に従い、図８の被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)を図９のＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)で除算して得た吸収画像IAB（x,y）の自然対数をとった画像である。また、図１０（ｂ）は、図１０（ａ）の画像に残る画像ムラをよりわかりやすく可視化するための画像であり、図１０（ａ）の画像の各画素のｘ方向（紙面左右方向）両隣の画素の画素値同士を減算することにより算出した微分吸収画像である。
図１０（ａ）、（ｂ）に示す画像では、図８、９に示す画像で見られる縦筋状のムラ（図８、図１０（ａ）に矢印で示す）や、粒状のムラ（図８、図１０（ａ）の破線で囲った領域）が残存していることがわかる。これらは被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)に共通で見られる画像ムラであるが、画素値に対するムラの割合が被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)とＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)で異なっているため、ＢＧ処理後の吸収画像IAB（x,y）にも画像ムラとして残存することとなると考えられる。画素値に対するムラの割合が被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)とＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)とで異なるのは、Ｘ線が被写体を透過する際に低エネルギー側のＸ線が吸収されることによりＸ線スペクトル分布が変化し、高エネルギー側が増えるためである。一般的に、Ｘ線のエネルギーが高い方がムラが出にくい。即ち、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)の方がＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)より画素値に対するムラの割合が小さくなる。
そこで、本願発明者は、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)より画像ムラに対応する高周波成分を抽出し、抽出した高周波成分に補正係数a(x,y)（以下、係数a(x,y)と呼ぶ。a≦1）を乗算して高周波成分の割合を被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)に合わせて減弱させる補正を行うことにより、図１０（ａ）、（ｂ）に見られる画像ムラを低減（除去）できることを見出した。
なお、特許文献１では、ＢＧ撮影時に被写体と同等のＸ線スペクトル変化を生じさせる部材を介在させた状態で撮影を行うことを前提とし、画像ムラを低減（減弱）させている。この場合、部材を介在させている分、Ｘ線検出器に到達するＸ線量が低下するため、ＢＧ吸収画像全体の画素値が低下し、従来のＢＧ撮影により得られたＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)に比べてノイズが増加する、という欠点もある。本発明では、従来のＢＧ撮影により得られたＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の高周波成分のみを補正して画像ムラを除去するため、画質を低下させることなく画像ムラを除去出来る。
なお、図１０（ａ）、（ｂ）では、吸収画像IAB（x,y）の自然対数をとった画像を例に示しているが、Ｘ線画像では、被写体によるＸ線の透過率を表す画像（ここでは、吸収画像に相当）は自然対数をとることにより被写体の厚みに比例する値に応じて表示することが一般的である。以下の説明では、吸収画像IAB（x,y）に残存する画像ムラを低減させた補正済み吸収画像IAB2（x,y）を得る処理について述べるが、補正済み吸収画像IAB2（x,y）の画像ムラが低減していればその自然対数をとった画像でも画像ムラは低減するため、本実施形態の処理の効果を示す画像として、一般的な表示方法である吸収画像の自然対数をとった画像を例に示す（図１３（ａ）、図１４（ａ）、図１５、図１６参照）。
以下、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の高周波成分の割合の補正処理を含んだ吸収画像生成処理について説明する。図１１に、コントローラー５の制御部５１により実行される吸収画像生成処理のフローチャートを示す。吸収画像生成処理は、制御部５１と記憶部５５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。
まず、制御部５１は、通信部５４により受信した一連の被写体モアレ縞画像に基づいて被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)を生成するとともに、通信部５４により受信した一連のＢＧモアレ縞画像に基づいてＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)を生成する（ステップＳ１１）。
ステップＳ１１においては、上記［式２］を用いて被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)を生成し、上記［式３］を用いてＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)を生成する。なお、モアレ縞画像には、予めオフセット補正処理、ゲイン補正処理、欠陥画素補正処理等を施しておくことが好ましい。
次いで、制御部５１は、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の高周波成分を抽出する（ステップＳ１２）。
ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の高周波成分とは、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)内の細かいムラ構造の周辺画素の平均値に対する割合を表す。ステップＳ２においては、まず、例えばＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)を周辺画素で平均化するか、あるいは、ガウシアンフィルター等のボケを与えるフィルター処理を行い、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の低周波成分LAB_BG(x,y)を得る。次いで、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)と低周波成分LAB_BG (x,y)に基づいて高周波成分HAB_BG(x,y)を抽出する。ここで、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)を低周波成分LAB_BG (x,y)で除算することにより、画素値が１＋高周波成分（画素値１を基準として表した高周波成分）の画像が得られる。つまり、下記の［式４］によりＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の高周波成分HAB_BG(x,y)を抽出することができる。
高周波成分HAB_BG (x,y)＝（ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)／ 低周波成分LAB_BG(x,y)）−１・・・［式４］
次いで、制御部５１は、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の高周波成分HAB_BG(x,y)の割合を補正する（ステップＳ１３）。
ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の高周波成分の割合を被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)の高周波成分に合わせた補正済みのＢＧ吸収画像IAB_BG2(x,y)を得るには、［式４］の左辺の高周波成分HAB_BG(x,y)に対し、この高周波成分の割合を被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)の高周波成分に合わせるための係数a(x,y)を乗算した式からＢＧ吸収画像を求めればよい。つまり、下記の［式５］により、高周波成分の割合のみを補正した補正済みＢＧ吸収画像IAB_BG2(x,y)を得ることが出来る。
補正済みＢＧ吸収画像IAB_BG2(x,y)＝低周波成分LAB_BG(x,y)×（1＋a(x,y)×高周波成分HAB_BG(x,y)）・・・［式５］
次いで、制御部５１は、補正済みＢＧ吸収画像IAB_BG2(x,y)を用いてＢＧ処理を行う（ステップＳ１４）。即ち、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)を補正済みＢＧ吸収画像IAB_BG2(x,y)で除算することにより、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)の画像ムラを補正する。これにより、画像ムラの低減された補正済み吸収画像IAB2(x,y)が生成される。
ここで、ステップＳ１３で使用する係数a(x,y)は、ＢＧ処理後の吸収画像IAB(x,y)の画素値に対応した値を設定することが好ましい。被写体素材が同じであれば、被写体の厚みが厚くなるほど被写体によるＸ線の吸収が増えるためＸ線スペクトルの変化が大きくなる。上述のように、Ｘ線スペクトルの違いによって被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)上の画像ムラに起因する高周波成分の割合が違ってくる。そこで、係数a(x,y)として、被写体が同一素材の場合に被写体の厚みに対応する値を示すＢＧ処理後の吸収画像IAB(x,y)の画素値に対応した値を設定することが好ましい。ここで、ＢＧ処理後の吸収画像IAB(x,y)においては画像ムラの画素値に対する影響は小さいため、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)を補正していないＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)で除算した従来のＢＧ処理後の吸収画像IAB（x,y）の画素値に基づいてa(x,y)を決定しても問題はない。
また、係数a(x,y)は、同等のＸ線スペクトル変化をする被写体素材ごとに設定することが好ましい。被写体素材が異なると、吸収画像IAB（x,y）の画素値が同じであっても被写体透過後のＸ線スペクトルが異なるため、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)上の画像ムラに起因する高周波成分の割合が違ってくるためである。
また、上述のように、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)とＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の格子起因の画像ムラは、筋状（縦筋状）のムラと粒状のムラが存在するが、同じ係数a(x,y)では双方を精度よく補正をすることができない。そのため、係数a(x,y)は、筋状ムラ補正用と粒状ムラ補正用に分けて設定することが好ましい。
そこで、本実施形態においては、図１２（ａ）、（ｂ）に示すように、係数ａを筋状ムラ補正用（図１２（ａ）参照）と粒状ムラ補正用（図１２（ｂ）参照）とに分け、それぞれを被写体素材（ここでは、骨部、軟部（軟部組織））ごとに、ＢＧ処理後の吸収画像IAB（x,y）の画素値（又はその自然対数をとった値）に対応した係数a(x,y)の値を関数化するか、あるいは、テーブルを作成して予め記憶部５５に記憶しておく。そして、図１１のステップＳ１３において、制御部５１は、記憶部５５に記憶されている関数又はテーブルに基づいてＢＧ処理後の吸収画像IAB(x,y)の画素値（又はその自然対数をとった値）に対応した係数a(x,y)を求めて設定する。なお、１２（ａ）、（ｂ）の係数ａは、実験的経験的に求めたものである。具体的には、まず、アクリルやアルミニウムなどの素材に対して、吸収画像IAB（x,y）の画像ムラが最も減弱する係数aと吸収画像画素値IAB（x,y）との関係を求める。これらのデータをもとに、骨部や軟部のファントムや実際の撮影対象を撮影した吸収画像IAB（x,y）に残存するムラが最も消える係数aを作成する。例えば、図１２（a）（ｂ）で示す係数は、軟部用の係数aはアクリルで求めた係数aを適用し、骨部用の係数aはアクリル・アルミニウムで求めた係数aの平均値としている。なおこのような係数ａの求め方は上記骨部や軟部に限らないが特に人体において有用である。
図１３（ａ）は、図８に示す被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)及び図９に示すＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)に基づいて補正済み吸収画像IAB2(x,y)を生成する際に、画像全体に軟部組織用の係数a(x,y)を用いて生成された補正済み吸収画像IAB2(x,y)の自然対数をとった画像である。図１３（ｂ）は、図１３（ａ）の画像の各画素のｘ方向（紙面左右方向）両隣の画素の画素値同士を減算することにより算出した微分吸収画像である。
図１４（ａ）は、図８に示す被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)及び図９に示すＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)に基づいて補正済み吸収画像IAB2(x,y)を生成する際に、骨部領域Ｂ１には骨部用の、軟部領域Ｂ２には軟部組織用の係数a(x,y)を用いて生成された補正済み吸収画像IAB_BG(x,y)の自然対数をとった画像である。図１４（ｂ）は、図１４（ａ）の画像の各画素のｘ方向（紙面左右方向）両隣の画素の画素値同士を減算することにより算出した微分吸収画像である。
なお、図１３（ａ）、図１４（ａ）は、筋状のムラには図１２（ａ）に示す筋状ムラ補正用の係数ａを用いて、粒状のムラには図１２（ｂ）に示す粒状ムラ補正用の係数ａを用いて生成されたものである。
図１３（ａ）、（ｂ）に示すように、画像全体を軟部組織用の係数a(x,y)で補正した場合、従来の手法により生成された図１０（ａ）、（ｂ）に比べて筋状のムラ、粒状のムラがともに減弱されてはいるが、筋状のムラは骨部で残存しているのがわかる（例えば、図１３（ｂ）矢印参照）。一方、骨部領域Ｂ１と軟部領域Ｂ２に対し、それぞれ骨部用と軟部組織用の係数a(x,y)を用いて補正を行った場合には、図１４（ａ）、（ｂ）に示すように、骨部についても縦筋のムラをより軽減できることがわかる。
なお、骨部領域Ｂ１と軟部領域Ｂ２の識別については、同じモアレ縞画像から生成された小角散乱画像Isc(x,y)の画素値に閾値を設け、閾値以下を骨部、閾値以上を軟部として識別することが出来る。小角散乱画像Isc(x,y)は、以下の［式６］により求めることができる。
ここで、
Isc_SAMPLE(x,y)、Isc_BG(x,y)は、それぞれ被写体小角散乱画像、ＢＧ小角散乱画像の画素値を表す。
また、図１５は、図８に示す被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)、図９に示すＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)から補正済み吸収画像IAB2(x,y)を生成する際に、画像全体に筋状ムラ補正用の係数a(x,y)を用いて生成された補正済み吸収画像IAB2(x,y)の自然対数をとった画像である。図１６は、図８に示す被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)、図９に示すＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)から補正済み吸収画像IAB2(x,y)を生成する際に、筋状のムラには筋状ムラ補正用の、粒状のムラには粒状ムラ補正用の係数a(x,y)を用いて生成された補正済み吸収画像の自然対数をとった画像である。
なお、図１５、図１６は、骨部には骨部用の、軟部には軟部組織用の係数ａを用いて生成されたものである。
図１０（ａ）に示すＢＧ処理済みの吸収画像IAB（x,y）の自然対数をとった画像において、破線で囲まれた領域に見られる粒状構造は周辺に比べて白く描出されているが、図１５では反対に黒く描出されている。これは、粒状のムラに適正な係数a(x,y)に比べて筋状のムラに適正な係数a(x,y)のほうが値が小さいため（図１２（ａ）、（ｂ）参照）、過大に補正がかかってしまっていることを表す。そこで、筋状のムラと粒状のムラとで異なる係数a(x,y)を設定することで、図１６に示すように粒状の画像ムラを適正に補正することができる。
筋状のムラと粒状のムラの判別は、例えば、［式４］により算出された高周波成分HAB_BG(x,y)の値を予め定められた閾値と比較することにより行うことができる。図９においてＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)に描出される筋状のムラと粒状のムラの濃淡からもわかるように、粒状のムラのほうが周辺に比べて画素値の変化が大きい。つまり、高周波成分HAB_BG(x,y)の値が小さい（絶対値は大きいが、周辺画素の画素値に対して値が小さい）。よって、［式４］により算出された高周波成分HAB_BG(x,y)の値を予め定められた閾値と比較して、閾値より小さい場合に粒状のムラ、閾値以上の場合に筋状のムラと判別することができる。
以上説明したように、コントローラー５の制御部５１は、Ｘ線撮影装置１により取得された被写体モアレ縞画像に基づいて被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)を生成し、ＢＧモアレ縞画像に基づいてＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)を生成し、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)における高周波成分の割合を補正し、得られた補正済みＢＧ吸収画像IAB_BG2(x,y)を用いて被写体吸収画像を補正して補正済み吸収画像IAB2(x,y)を生成する。ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)における高周波成分の割合の補正は、例えば、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の画素毎に高周波成分HAB_BG(x,y)を抽出し、当該高周波成分HAB_BG(x,y)を被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)に合わせるための係数a(x,y)を高周波成分に乗算することにより行う。
従って、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の画素値に対する画像ムラの割合を被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)の画像ムラの割合に合わせた後にＢＧ処理を行うので、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)から精度良く画像ムラを低減することが可能となる。また、従来のように、ＢＧ撮影時に被写体と同等のＸ線スペクトル変化を生じさせる部材を介在させる必要がないので、手間なく容易に画像ムラを低減することが可能となる。
係数a(x,y)は、従来のＢＧ処理後の吸収画像IAB（x,y）を生成し、その画素値に基づいて設定することが好ましい。これにより、被写体の厚みに応じて精度良くＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)の補正を行うことが可能となる。
また、係数a(x,y)は、被写体吸収画像IAB_SAMPLE(x,y)における骨部領域に対応する領域と軟部領域に対応する領域とで異なる設定をすることが好ましい。これにより、骨部領域と軟部領域のそれぞれに、その領域に合った補正を行うことが可能となる。
また、係数a(x,y)は、ＢＧ吸収画像IAB_BG(x,y)における各画素に対し、その画素における高周波成分の値に応じて設定することが好ましい。これにより、筋状のムラと粒状のムラの双方を精度良く補正することが可能となる。
なお、上述した本実施形態における記述は、本発明に係る好適な一例であり、これに限定されるものではない。
例えば、上記実施形態では、撮影時にマルチスリット１２を第１格子１４及び第２格子１５に対して移動させる方式のタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置を例にとり説明したが、本発明は、マルチスリット１２又は第１格子１４又は第２格子１５の何れか又はそのうちの二つの格子を移動させる方式のタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置に適用してもよい。また、本発明は、第１格子１４又は第２格子１５の何れかを他の格子に対して移動させる方式のタルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置に適用してもよい。
また、上記実施形態においては、マルチスリット１２、第１格子１４及び第２格子１５を一次元格子とした医用画像システムを例にとり説明したが、本発明は、二次元格子を用いて二次元状に縞走査を行う医用画像システムに適用することも可能である。
また、上記実施形態においては、３種の再構成画像を生成する場合について説明したが、少なくとも吸収画像を生成する医用画像システムであれば本発明を適用することが可能ある。
その他、医用画像システムを構成する各装置の細部構成及び細部動作に関しても、発明の趣旨を逸脱することのない範囲で適宜変更可能である。
１ Ｘ線撮影装置
１１ Ｘ線源
１２ マルチスリット
１２ａ 駆動部
１３ 被写体台
１４ 第１格子
１５ 第２格子
１６ Ｘ線検出器
１７ 保持部
１７ａ 緩衝部材
１８ 本体部
１８１ 制御部
１８２ 操作部
１８３ 表示部
１８４ 通信部
１８５ 記憶部
１８ａ 駆動部
５ コントローラー
５１ 制御部
５２ 操作部
５３ 表示部
５４ 通信部
５５ 記憶部

Claims (7)

  1. Ｘ線を照射するＸ線源と、
    前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に複数のスリットが配列されて構成され、前記Ｘ線の照射方向に並んで設けられた複数の格子と、
    前記Ｘ線源により照射され、前記複数の格子を透過したＸ線に応じて電荷を蓄積し電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取ってモアレ縞画像を取得するＸ線検出器と、
    を備えるタルボ干渉計又はタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置と、
    前記Ｘ線の照射経路上に設けられた被写体配置位置に被写体を配置して前記Ｘ線源からＸ線を照射することにより取得された被写体有りのモアレ縞画像に基づいて被写体吸収画像を生成する被写体吸収画像生成手段と、
    前記Ｘ線の照射経路上に設けられた被写体配置位置に被写体を配置せずに前記Ｘ線源からＸ線を照射することにより取得された被写体無しのモアレ縞画像に基づいて被写体無し吸収画像を生成する被写体無し吸収画像生成手段と、
    前記被写体無し吸収画像を用いて前記被写体吸収画像の画像ムラを補正する画像ムラ補正手段と、
    を備える医用画像システムであって、
    前記被写体無し吸収画像における高周波成分の割合のみを補正する被写体無し吸収画像補正手段を備え、
    前記画像ムラ補正手段は、前記被写体無し吸収画像補正手段により補正された被写体無し吸収画像を用いて前記被写体吸収画像の画像ムラを補正する医用画像システム。
  2. 前記被写体無し吸収画像補正手段は、前記被写体無し吸収画像の画素毎に高周波成分を抽出し、当該高周波成分を前記被写体吸収画像の高周波成分に合わせるための補正係数を前記高周波成分に乗算することにより前記被写体無し吸収画像における高周波成分の割合のみを補正する請求項１に記載の医用画像システム。
  3. 前記被写体無し吸収画像補正手段は、補正前の前記被写体無し吸収画像を用いて前記被写体吸収画像を補正した画像の各画素の値に応じた補正係数を前記被写体無し吸収画像の対応する画素に設定する請求項２に記載の医用画像システム。
  4. 前記被写体無し吸収画像補正手段は、前記被写体吸収画像における骨部領域に対応する領域と軟部領域に対応する領域とで異なる補正係数を設定する請求項２又は３に記載の医用画像システム。
  5. 前記被写体無し吸収画像補正手段は、前記被写体無し吸収画像における各画素に対し、その画素における高周波成分の値に応じた補正係数を設定する請求項２〜４の何れか一項に記載の医用画像システム。
  6. 前記画像ムラ補正手段は、前記被写体吸収画像を前記補正された被写体無し吸収画像で除算することにより前記被写体吸収画像の画像ムラを補正する請求項１〜５の何れか一項に記載の医用画像システム。
  7. タルボ干渉計又はタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置において取得された画像に画像処理を施す画像処理装置であって、
    前記Ｘ線撮影装置においてＸ線の照射経路上に設けられた被写体配置位置に被写体を配置してＸ線を照射することにより取得された被写体有りのモアレ縞画像に基づいて被写体吸収画像を生成する被写体吸収画像生成手段と、
    前記Ｘ線撮影装置においてＸ線の照射経路上に設けられた被写体配置位置に被写体を配置せずにＸ線を照射することにより取得された被写体無しのモアレ縞画像に基づいて被写体無し吸収画像を生成する被写体無し吸収画像生成手段と、
    前記被写体無し吸収画像における高周波成分の割合のみを補正する被写体無し吸収画像補正手段と、
    前記被写体無し吸収画像補正手段により補正された被写体無し吸収画像を用いて前記被写体吸収画像の画像ムラを補正する画像ムラ補正手段と、
    を備える画像処理装置。
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