JP5331940B2 - 放射線撮影システム及び放射線画像生成方法 - Google Patents

Description

本発明は、放射線撮影システム及び放射線画像生成方法に関する。

Ｘ線は、物質を構成する元素の原子番号と、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とから、被写体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。

従来のＸ線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線画像を検出するＸ線画像検出器との間に被写体を配置して、被写体の透過像を撮影する。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各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する被写体を構成する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被写体のＸ線透過像がＸ線画像検出器により検出されて画像化され、被写体によるＸ線の強度変化に基づいた画像（以下、吸収画像と称する）が得られる。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体（蓄積性蛍光体）のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）が広く用いられている。

しかし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなり、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収能の差が小さく、従って十分な画像の濃淡（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線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。

このような問題を背景に、近年、被写体によるＸ線の強度変化に代えて、被写体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっ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の一種として、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。

Ｘ線タルボ干渉計は、被写体の背後に第１の回折格子（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被写体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。

Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、被写体によるモアレ縞の変化を解析することによって被写体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、例えば縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得し、この角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。

日本国特開２００９‐５２５０８４号公報

Ｘ線位相イメージングによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。

特許文献１に記載されたＸ線撮影システムにおいては、位相コントラスト画像を生成するために取得した複数の画像データを用い、これらの画像データ間で対応する画素群毎に画素の信号値を加算又は平均して画像化し、吸収画像を生成している。そして、位相コントラスト画像と吸収画像とを重ね合わせて表示することにより、各々単独では表現しきれなかった部分を互いに補うようにしている。しかし、Ｘ線画像検出器によって取得される画像データには、第１及び第２の回折格子に起因する濃度ムラが含まれており、吸収画像においては、この濃度ムラも画像コントラストとして描出され、読影に支障をきたす虞がある。

本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、被写体の位相コントラスト画像及び吸収画像を生成する放射線撮影システム及び放射線画像生成方法において、位相コントラスト画像を生成するために取得される複数の画像データに基づいて、濃度ムラが除去若しくは低減された吸収画像を生成することを目的としている。

（１） 第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、前記第１の格子を通過する放射線の進行方向に前記第１の格子の前、又は前記第１の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影した際に前記放射線画像検出器によって取得される複数の被写体画像データに基づいて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部と、前記複数の被写体画像データに基づいて吸収画像を生成する吸収画像生成部と、前記被写体を置かずに撮影した際に前記放射線画像検出器によって取得される複数のプレ画像データに基づいて補正用データを生成する補正用データ生成部と、を備え、前記補正用データ生成部は、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均又は加算して前記補正用データを生成し、前記吸収画像生成部は、前記補正用データを用いて前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線撮影システム。
（２） 第１の格子と、第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、を用い、前記被写体を置かずに撮影して複数のプレ画像データを取得し、取得された前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均し又は加算して補正用データを生成し、前記第１の格子を通過する放射線の進行方向に前記第１の格子の前、又は前記第１の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影して、複数の被写体画像データを取得し、取得した前記複数の被写体画像データに基づいて、位相コントラスト画像及び吸収画像を生成し、生成された前記補正用データを用いて、生成された前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線画像生成方法。

本発明によれば、位相コントラスト画像のために取得される複数の画像データから吸収画像を生成するので、吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。そして、生成された吸収画像に対してシェーディング補正を行うことによって、第１の格子及び格子パターンに起因する濃度ムラを吸収画像から除去若しくは低減し、診断や検査の精度を高めることができる。

本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。 第１及び第２の格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。 被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。 縞走査法を説明するための模式図である。 縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。 図１の放射線撮影システムにおける吸収画像の生成処理を説明するためのグラフである。 図１の放射線撮影システムにおける放射線画像の生成処理を示すフローチャートである。 図１の放射線撮影システムの変形例に関し、放射線画像の生成処理を示すフローチャートである。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 図１３の放射線撮影システムの変形例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その放射線画像検出器の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その放射線画像生成部の構成を示すブロック図である。

図１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。

Ｘ線撮影システム１０は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにＸ線を放射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像及び吸収画像を生成するコンソール１３とに大別される。

Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド１５により上下方向に移動自在に保持されている。

Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８と、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域の撮影に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９とから構成されている。Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａの電子線の衝突部分がＸ線焦点１８ｂとなる。

Ｘ線源保持装置１４は、天井に設置された天井レール（図示せず）により水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１４ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１４ｂとからなる。台車部１４ａには、支柱部１４ｂを伸縮させて、Ｘ線源１１の上下方向に関する位置を変更するモータ（図示せず）が設けられている。

立位スタンド１５は、床に設置された本体１５ａに、撮影部１２を保持する保持部１５ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１５ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１５ｃの間に掛架された無端ベルト１５ｄに接続され、プーリ１５ｃを回転させるモータ（図示せず）により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール１３の制御装置２０により制御される。

また、立位スタンド１５には、プーリ１５ｃ又は無端ベルト１５ｄの移動量を計測することにより、撮影部１２の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ（図示せず）が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりＸ線源保持装置１４に供給される。Ｘ線源保持装置１４は、供給された検出値に基づいて支柱部１４ｂを伸縮させ、撮影部１２の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。

コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、撮影部１２により取得された画像データを演算処理してＸ線画像を生成する演算処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とがバス２６を介して接続されている。

入力装置２１としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置２１の操作により、Ｘ線管電圧やＸ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。

演算処理部２２は、撮影部１２により取得された画像データに基づいて、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部２７と、吸収画像を生成する吸収画像生成部２８と、を含んでいる。各生成部における処理の詳細については後述する。

モニタ２４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２０の制御により、Ｘ線撮影条件等の文字やＸ線画像を表示する。

撮影部１２には、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２が設けられている。

ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。

また、撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を上下方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子３１に対する第２の吸収型格子３２の相対位置関係を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。

図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。

放射線画像検出器としてのＦＰＤ３０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０がアクティブマトリクス基板上にｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１と、受像部４１からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路４２と、各画素４０に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路４３と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ２５を介して演算処理部２２に送信するデータ送信回路４４とから構成されている。なお、走査回路４２と各画素４０とは、行毎に走査線４５によって接続されており、読み出し回路４３と各画素４０とは、列毎に信号線４６によって接続されている。

各画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）で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素子として構成することができる。各画素４０には、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ：Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）スイッチ（図示せず）が接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路４２からの駆動パルスによってＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４６に読み出される。

なお、各画素４０は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ_３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等からなるシンチレータ（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線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤ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各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。

読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリ（いずれも図示せず）により構成されている。積分アンプ回路は、各画素４０から信号線４６を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換して、Ａ／Ｄ変換器に入力する。Ａ／Ｄ変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、ＦＰＤ３０の制御条件（駆動周波数や読み出し期間）に依存するパターンノイズ（例えば、ＴＦＴスイッチのリーク信号）の補正等を含めてもよい。

図４及び図５は、図１の放射線撮影システムの撮影部を示す。

第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂとから構成されている。基板３１ａ，３２ａは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、いずれもＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｘ方向及びｚ方向に直交するｙ方向）に延伸した線状の部材で構成される。各Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。

Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期（格子ピッチ）ｐ_１で、互いに所定の間隔ｄ_１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期（格子ピッチ）ｐ_２で、互いに所定の間隔ｄ_２を空けて配列されている。このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部（上記間隔ｄ_１，ｄ_２の領域）は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのＸ線低吸収材で該空隙を充填してもよい。

第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ_１，ｄ_２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａ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、間隔ｄ_１，ｄ_２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。

Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ_２とした場合に、格子ピッチｐ_２は、次式（１）の関係を満たすように決定される。

第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ_２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本Ｘ線撮影システム１０の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ_２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。

上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ_１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（２）で表される。

式（２）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉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Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ_２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ_２は、次式（３）を満たす範囲の値に設定される。

なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（４）となり、上記距離Ｌ_２を、次式（５）を満たす範囲の値に設定する。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ_１，ｈ_２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管１８の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ_１，ｈ_２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。

一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ_１，ｈ_２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ_１，ｈ_２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ_１，ｈ_２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（６）及び（７）を満たすように設定する必要がある。

例えば、ｄ_１＝２．５μｍ、ｄ_２＝３．０μｍであり、通常の病院での撮影を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効視野の長さＶとして１０ｃｍの長さを確保するには、厚みｈ_１は１００μｍ以下、厚みｈ_２は１２０μｍ以下とすればよい。

以上のように構成された撮影部１２では、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ_１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ_２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。

Ｇ１像のパターン周期ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Ｔは、次式（８）で表される。

このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくとも次式（９）を満たす必要があり、更には、次式（１０）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。

式（９）は、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１０）は、配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。

ＦＰＤ３０の画素４０の配列ピッチＰは、設計的に定められた値（一般的に１００μｍ程度）であり変更することが困難であるため、配列ピッチＰとモアレ周期Ｔとの大小関係を調整するには、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。

図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。

モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として相対的に回転させる相対回転機構５０を設ける。この相対回転機構５０により、第２の吸収型格子３２を角度θだけ回転させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ａ）。

別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構５１を設ける。この相対傾斜機構５１により、第２の吸収型格子３２を角度αだけ傾斜させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｂ）。

更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ_２を変更するように、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構５２を設ける。この相対移動機構５２により、第２の吸収型格子３２を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、第２の吸収型格子３２の位置に投影される第１の吸収型格子３１のＧ１像のパターン周期は、「ｐ_１’」→「ｐ_１’×（Ｌ_１＋Ｌ_２＋δ）／（Ｌ_１＋Ｌ_２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｃ）。

本Ｘ線撮影システム１０において、撮影部１２は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離Ｌ_２を自由に設定することができるため、相対移動機構５２のように距離Ｌ_２の変更によりモアレ周期Ｔを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ周期Ｔを変更するための第１及び第２の吸収型格子３１，３２の上記変更機構（相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２）は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。

Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。

次に、モアレ縞の解析方法について説明する。

図７は、被写体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線を示す。

符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＦＰＤ３０に入射する。符号５６は、被写体Ｈが存在する場合に、被写体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路５６を進むＸ線は、第１の吸収型格子３１を通過した後、第２の吸収型格子３２より遮蔽される。

被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１１）で表される。

第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。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、近似的に次式（１２）で表される。

ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１３）で表される。

このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の信号の位相のズレ量）に、次式（１４）のように関連している。

したがって、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（１４）から屈折角φが求まり、式（１３）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。

縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査機構３３により第２の吸収型格子３２を移動させているが、第１の吸収型格子３１を移動させてもよい。第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ_２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチｐ_２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながら、ＦＰＤ３０でモアレ縞を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素４０の信号を取得し、演算処理部２２で演算処理することにより、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを得る。

図８は、格子ピッチｐ_２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ_２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子３２を移動させる様子を模式的に示す。

走査機構３３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子３２の初期位置を、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちいずれの位置としてもよい。

まず、ｋ＝０の位置では、主として、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子３２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子３２を移動させていくと、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値（画素データ）が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩ_ｋ（ｘ）と標記すると、Ｉ_ｋ（ｘ）は、次式（１５）で表される。

ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ_０は入射Ｘ線の強度であり、Ａ_ｎは画素４０の信号値のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素４０の座標ｘの関数として表したものである。

次いで、次式（１６）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１７）のように表される。

ここで、ａｒｇ［ ］は、偏角の抽出を意味しており、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の信号値から、式（１７）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。

図９は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。

各画素４０で得られたＭ個の信号値は、第２の吸収型格子３２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ_２の周期で周期的に変化する。図９中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図９中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。

そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１３）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。

以上の演算は、演算処理部２２の位相コントラスト画像生成部２７により行われ、演算処理部２２は、算出された位相シフト分布Φを、位相コントラスト画像として画像記憶部２３に記憶させる。

次に、演算処理部２２の吸収画像生成部２８により行われる吸収画像の生成処理について説明する。

図１０に示すように、吸収画像生成部２８は、前述した縞走査によって得られる画素毎のＭ個の信号値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて平均化し、平均値を算出して画像化することによって吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、信号値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Ｍが小さい場合に誤差が大きくなる傾向にあるため、好ましくは、信号値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求める。

以上の演算により生成される吸収画像は、Ｘ線照射野に第１及び第２の吸収型格子３１，３２があることに起因して濃度ムラを含む。そこで、吸収画像生成部２８は、吸収画像に対してシェーディング補正を行い、上記の濃度ムラを除去若しくは軽減する。

以下、図１１を参照して、吸収画像のシェーディング補正について説明する。

図１１は、図１の放射線撮影システムにおける放射線画像の生成処理のフローを示す。

まず、被写体Ｈがない状態で、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に第２の吸収型格子３２を順に並進移動させながらプレ撮影を行う（ステップＳ１）。その際にＦＰＤ３０によって取得される複数の画像データ（以下、プレ画像データと称する）は、読み出し回路４３に含まれる補正回路においてオフセット補正やゲイン補正などの補正がなされて演算処理部２２に送信される。

演算処理部２２は、複数のプレ画像データに基づいて、シェーディング補正用データを生成する（ステップＳ２）。補正用データは、複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に信号値の平均値を算出して生成される。以上の演算は、前述した吸収画像の生成処理と同様であり、本Ｘ線撮影システム１０においては演算処理部２２の吸収画像生成部２８によって行われる。この補正用データは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２に起因する濃度ムラを反映している。

次いで、被写体Ｈを置いて、プレ撮影と同一のＸ線撮影条件（管電圧、照射時間、等）で、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に第２の吸収型格子３２を順に並進移動させながら撮影を行う（ステップＳ３）。その際にＦＰＤ３０によって取得される複数の画像データ（以下、被写体画像データと称する）は、読み出し回路４３に含まれる補正回路においてオフセット補正やゲイン補正などの補正がなされて演算処理部２２に送信される。

演算処理部２２の位相コントラスト画像生成部２７は、前述した手順に従って、複数の被写体画像データから位相シフト分布Φを算出し、位相コントラスト画像として画像記憶部２３に記憶させる。（ステップＳ４）。

位相コントラスト画像生成部２７における位相コントラスト画像の生成処理と並行して、演算処理部２２の吸収画像生成部２８は、複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に信号値の平均値を算出して、被写体の吸収画像を生成する（ステップＳ５）。

そして、吸収画像生成部２８は、生成された吸収画像を上記の補正用データで除算するシェーディング補正を行い、吸収画像に含まれる濃度ムラを除去若しくは低減する（ステップＳ６）。演算処理部２２は、シェーディング補正された被写体の吸収画像を画像記憶部２３に記憶させる。

上記の縞走査、及び位相コントラスト画像及び吸収画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作し、自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像及び吸収画像が、例えば重ね合わされてモニタ２４に表示される。モニタ２４における位相コントラスト画像及び吸収画像の表示は、例えば重ね合わされて表示される。

以上、説明したように、本Ｘ線撮影システム１０によれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数の画像データから吸収画像を生成するので、吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。そして、生成された吸収画像に対してシェーディング補正を行うことによって、第１及び第２の吸収型格子３１，３２に起因する濃度ムラを吸収画像から除去若しくは低減しており、診断や検査の精度を高めることができる。

また、本Ｘ線撮影システム１０によれば、被写体がある場合とない場合とにおけるモアレ縞の再現性に関わらず、吸収画像のシェーディング補正を行うことができる。即ち、従来のＸ線撮影システムにおいも、ＦＰＤの各画素の感度特性のバラツキなどに起因する濃度ムラを除去若しくは低減するために、被写体を撮影して取得される被写体の吸収画像を、同一のＸ線撮影条件（Ｘ線管電圧、Ｘ線照射時間、等）の下で被写体を置かずに撮影した際に取得される画像で除算するシェーディング補正が行われている。ここで、位相コントラスト画像を生成するために取得される複数の画像の各々は、Ｇ１像と第２の格子との重ね合わせによってモアレ縞となっている。従来のシェーディング補正によれば、各被写体画像データを対応するプレ画像データ（第２の格子が同じ走査位置にあるときのプレ画像データ）で除算することとなるが、被写体がある場合とない場合とで第１及び第２の格子の相対位置関係が一致しない場合には、モアレ縞は一致せず、除算後の画像にモアレ縞の不一致に起因するアーチファクトが残留する。一般的に、モアレ縞が完全に一致するように格子の相対位置関係の再現性を確保するのは困難である。しかし、本Ｘ線撮影システム１０によれば、複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に信号値の平均値を算出して補正用データを生成しており、補正用データからモアレ縞が除去される。それにより、モアレ縞の再現性に関わらず、吸収画像のシェーディング補正が可能となる。

また、本Ｘ線撮影システム１０によれば、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に線形的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ_２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ_２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システムでは、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像及び吸収画像の検出感度を向上させることができる。

なお、本Ｘ線撮影システム１０においては、複数の被写体画像データの画素毎の信号値の平均を算出して生成される吸収画像を補正用データで除算してシェーディング補正を行うものとして説明したが、複数の被写体画像データの各々に対してシェーディング補正を行い、補正された複数の被写体画像データの画素毎の信号値を平均して吸収画像を生成することもできる。また、補正された複数の被写体画像データに基づいて位相コントラスト画像を生成するようにしてもよい。

また、本Ｘ線撮影システム１０は、複数の画像データの吸収画像の画素毎に得られる信号値を平均化して平均値を算出し、吸収画像を生成するものとして説明したが、吸収画像の生成処理には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、信号値を加算した加算値等を用いることも可能である。

また、本Ｘ線撮影システム１０は、第１の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第１及び第２の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第１の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第１の格子のＸ線像と第２の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、例えば「Ｊ． Ｏｐｔ． Ｓｏｃ． Ａｍ． Ｖｏｌ．７２，Ｎｏ．１ （１９８２） ｐ．１５６」により知られているフーリエ変換／フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の位相復元方法も適用可能である。

また、本Ｘ線撮影システム１０は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるＸ線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。

図１２は、図１の放射線撮影システムの変形例に関し、その放射線画像の生成処理を示す。

本変形例においては、被写体Ｈによる位相変化とは別の要因によって生じるＸ線の位相変化（位相オフセット）を補正する。位相オフセットは、例えば、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のピッチ誤差や走査誤差などによって生じ得る。

演算処理部２２の位相コントラスト画像生成部２７は、複数のプレ画像データの各々に対し、吸収画像生成部２８において生成される補正用データを用いてシェーディング補正を行い、補正された複数のプレ画像データに基づいて、前述の手順に従って位相シフト分布Φ（以後、プレ位相シフト分布と称する）を算出する。また、位相コントラスト画像生成部２７は、複数の被写体画像データの各々に対しても、同様にシェーディング補正を行い、前述の手順に従って位相シフト分布Φ（以後、被写体位相シフト分布と称する）を生成する。プレ位相シフト分布Φは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のピッチ誤差や走査誤差などに起因する位相オフセットを反映している。

そして、位相コントラスト画像生成部２７は、被写体位相シフト分布Φから、プレ位相シフト分布Φを減算する位相オフセット補正を行い、被写体位相シフト分布Φに含まれる位相シフトのオフセットを除去若しくは低減する（ステップＳ７）。演算処理部２２は、位相オフセット補正された被写体位相シフト分布Φを、位相コントラスト画像として画像記憶部２３に記憶させる。なお、被写体位相シフト分布Φの微分からプレ位相シフト分布Φの微分を減算し、これを積分するようにしても、被写体位相シフト分布Φの位相オフセット補正は可能である。

本変形例によれば、位相コントラスト画像に対して位相オフセット補正を行うことによって、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のピッチ誤差や第２の吸収型格子３２の走査誤差などに起因する位相オフセットを位相コントラスト画像から除去若しくは低減しており、診断や検査の精度を高めることができる。

図１３は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

図１３に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。

Ｘ線源収納部８２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台８３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板８４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台８３との間で乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したＸ線撮影が行われる。

なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、前述したＸ線撮影システム１０のものと同様の構成であるため、各構成要素には、Ｘ線撮影システム１０と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、前述したＸ線撮影システム１０と同様であるため説明は省略する。

図１４は、図１３の放射線撮影システムの変形例を示す。

図１４に示すマンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、走査機構３３により構成されている。

このように、被検体（乳房）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１の投影像（Ｇ１像）が被検体Ｂにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Ｂに起因して変調されたモアレ縞をＦＰＤ３０により検出することができる。すなわち、本マンモグラフィ装置９０でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。

そして、本マンモグラフィ装置９０では、第１の吸収型格子３１による遮蔽により、線量がほぼ半減したＸ線が被検体Ｂに照射されることになるため、被検体Ｂの被曝量を、前述したマンモグラフィ装置８０の場合の約半分に低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置９０のように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に被検体を配置することは、前述したＸ線撮影システム１０にも適用することが可能である。

図１５は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

Ｘ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、前述したＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。

前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。

マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（第３の吸収型格子）であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。

このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ_３は、マルチスリット１０３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_３として、次式（１８）を満たすように設定する必要がある。

上記式（１８）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。

また、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２は、次式（１９）の関係を満たすように決定される。

このように、本Ｘ線撮影システム１００では、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット１０３は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。

図１６は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その放射線画像検出器の構成を示す。

前述したＸ線撮影システム１０では、第２の吸収型格子３２がＦＰＤ３０とは独立して設けられているが、特開２００９−１３３８２３号公報に開示された構成のＸ線画像検出器を用いることにより、第２の吸収型格子を排することができる。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線画像検出器であって、各画素１２０の電荷収集電極１２１が、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てなる複数の線状電極群１２２〜１２７を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されている。

画素１２０は、ｘ方向及びｙ方向に沿って一定のピッチで２次元配列されており、各画素１２０には、Ｘ線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極１２１が形成されている。電荷収集電極１２１は、第１〜第６の線状電極群１２２〜１２７から構成されており、各線状電極群の線状電極の配列周期の位相がπ／３ずつずれている。具体的には、第１の線状電極群１２２の位相を０とすると、第２の線状電極群１２３の位相はπ／３、第３の線状電極群１２４の位相は２π／３、第４の線状電極群１２５の位相はπ、第５の線状電極群１２６の位相は４π／３、第６の線状電極群１２７の位相は５π／３である。

第１〜第６の線状電極群１２２〜１２７はそれぞれ、ｙ方向に延伸した線状電極をｘ方向に所定のピッチｐ_２で周期的に配列したものである。この線状電極の配列ピッチｐ_２の実質的なピッチｐ_２’（製造後の実質的なピッチ）と、電荷収集電極１２１の位置（Ｘ線画像検出器の位置）におけるＧ１像のパターン周期ｐ_１’と、ｘ方向に関する画素１２０の配列ピッチＰとの関係は、前述したＸ線撮影システム１０の第２の吸収型格子３２と同様に、式（８）で表されるモアレ縞の周期Ｔに基づき、式（９）を満たす必要があり、更には、式（１０）を満たすことが好ましい。

更に、各画素１２０には、電荷収集電極１２１により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群１２８が設けられている。スイッチ群１２８は、第１〜第６の線状電極群１２１〜１２６のそれぞれに設けられたＴＦＴスイッチからなる。第１〜第６の線状電極群１２１〜１２６により収集された電荷を、スイッチ群１２８を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、互いに位相の異なる６種類の縞画像を取得することができ、この６種類の縞画像に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。

このように構成されたＸ線画像検出器を、例えば前述したＸ線撮影システム１０に適用した場合に、撮影部１２から第２の吸収型格子３２が不要となり、更に、一度の撮影で複数の位相成分の縞画像を取得することができるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、走査機構３３も排することができる。それにより、コスト削減とともに、撮影部のさらなる薄型化を図ることができる。なお、電荷収集電極の構成には、上記構成に代えて、特開２００９−１３３８２３号公報に記載のその他の構成を用いることも可能である。

図１７は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す。

本Ｘ線撮影システムにおいては、小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部１９０を用いる。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。なお、その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。

演算処理部１９０は、位相コントラスト画像生成部１９１、吸収画像生成部１９２、小角散乱画像生成部１９３で構成されている。これらは、いずれもｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置で得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部１９１は、前述の手順に従って被写体の位相コントラスト画像を生成する。また、吸収画像生成部１９２は、前述の手順に従って補正用データ及び被写体の吸収画像を生成する。

小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、図１０に示すように、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。

本Ｘ線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から小角散乱画像を生成するので、小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像や吸収画像と小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、被写体の負担を軽減することができる。

なお、前述した各Ｘ線撮影システムでは、放射線として一般的なＸ線を用いる場合について説明したが、本発明に用いられる放射線はＸ線に限られるものではなく、α線、γ線等のＸ線以外の放射線を用いることも可能である。

以上、説明したように、本明細書には、第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、前記第１の格子を通過する放射線の進行方向に前記第１の格子の前、又は前記第１の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影した際に前記放射線画像検出器によって取得される複数の被写体画像データに基づいて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部と、前記複数の被写体画像データに基づいて吸収画像を生成する吸収画像生成部と、を備え、前記吸収画像生成部は、前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線撮影システムが開示されている。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記被写体を置かずに撮影し際に前記放射線画像検出器によって取得される複数のプレ画像データに基づいて補正用データを生成する補正用データ生成部を更に備え、前記吸収画像生成部は、前記補正用データを用いて前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記補正用データ生成部が、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記補正用データを生成する。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記補正用データ生成部がが、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記補正用データを生成する。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記吸収画像生成部が、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記吸収画像を生成する。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記吸収画像生成部が、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記吸収画像を生成する。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記位相コントラスト画像生成部が、前記補正用データを用いて前記複数の被写体画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数の被写体画像データに基づいて前記位相コントラスト画像を生成する。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記位相コントラスト画像生成部が、前記補正用データを用いて前記複数のプレ画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数のプレ画像データに基づいてプレ位相コントラスト画像を生成し、前記位相コントラスト画像からプレ位相コントラスト画像を減算して、前記位相コントラスト画像を補正する放射線撮影システム。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記位相コントラスト画像生成部が、前記複数の画像データから、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、位相コントラスト画像を生成する。

また、本明細書には、第１の格子と、第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、を用い、放射線の進行方向に前記第１の格子の前、又は前記第１の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影して、複数の被写体画像データを取得し、取得した前記複数の被写体画像データに基づいて、位相コントラスト画像及び吸収画像を生成し、生成された吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線画像生成方法が開示されている。

また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記被写体を置かずに撮影して、複数のプレ画像データを取得し、取得された前記複数のプレ画像データに基づいて補正用データを生成し、生成された前記補正用データを用いて前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う。

また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記補正用データを生成する。

また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記補正用データを生成する。

また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記吸収画像を生成する。

また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記吸収画像を生成する。

また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記補正用データを用いて前記複数の被写体画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数の被写体画像データに基づいて前記位相コントラスト画像を生成する。

また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記補正用データを用いて前記複数のプレ画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数のプレ画像データに基づいてプレ位相コントラスト画像を生成し、前記位相コントラスト画像からプレ位相コントラスト画像を減算して、前記位相コントラスト画像を補正する。

また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数の画像データから、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、位相コントラスト画像を生成する。

本発明によれば、位相コントラスト画像のために取得される複数の画像データから吸収画像を生成するので、吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。そして、生成された吸収画像に対してシェーディング補正を行うことによって、第１の格子及び格子パターンに起因する濃度ムラを吸収画像から除去若しくは低減し、診断や検査の精度を高めることができる。

本発明を詳細にまた特定の実施態様を参照して説明したが、本発明の精神と範囲を逸脱することなく様々な変更や修正を加えることができることは当業者にとって明らかである。
本出願は、２０１０年１０月２７日出願の日本特許出願（特願２０１０−２４１０９９）に基づくものであり、その内容はここに参照として取り込まれる。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源
１２ 撮影部
１３ コンソール
２０ 制御装置
２２ 演算処理部
２７ 位相コントラスト画像生成部
２８ 吸収画像生成部
３０ ＦＰＤ（放射線画像検出器）
３１ 第１の吸収型格子（第１の格子）
３２ 第２の吸収型格子（格子パターン）
３３ 走査機構
４０ 画素

Claims (12)

1. 第１の格子と、
   前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、
   前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、
   前記第１の格子を通過する放射線の進行方向に前記第１の格子の前、又は前記第１の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影した際に前記放射線画像検出器によって取得される複数の被写体画像データに基づいて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部と、
   前記複数の被写体画像データに基づいて吸収画像を生成する吸収画像生成部と、
   前記被写体を置かずに撮影した際に前記放射線画像検出器によって取得される複数のプレ画像データに基づいて補正用データを生成する補正用データ生成部と、
   を備え、
   前記補正用データ生成部は、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均又は加算して前記補正用データを生成し、
   前記吸収画像生成部は、前記補正用データを用いて前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線撮影システム。
2. 請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
   前記吸収画像生成部は、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記吸収画像を生成する放射線撮影システム。
3. 請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
   前記吸収画像生成部は、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記吸収画像を生成する放射線撮影システム。
4. 請求項１から３のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
   前記位相コントラスト画像生成部は、前記補正用データを用いて前記複数の被写体画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数の被写体画像データに基づいて前記位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。
5. 請求項４に記載の放射線撮影システムであって、
   前記位相コントラスト画像生成部は、前記補正用データを用いて前記複数のプレ画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数のプレ画像データに基づいてプレ位相コントラスト画像を生成し、前記位相コントラスト画像からプレ位相コントラスト画像を減算して、前記位相コントラスト画像を補正する放射線撮影システム。
6. 請求項１から５のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
   前記位相コントラスト画像生成部は、前記複数の画像データから、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。
7. 第１の格子と、第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、を用い、
   前記被写体を置かずに撮影して複数のプレ画像データを取得し、取得された前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均し又は加算して補正用データを生成し、
   前記第１の格子を通過する放射線の進行方向に前記第１の格子の前、又は前記第１の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影して、複数の被写体画像データを取得し、取得した前記複数の被写体画像データに基づいて、位相コントラスト画像及び吸収画像を生成し、
   生成された前記補正用データを用いて、生成された前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線画像生成方法。
8. 請求項７に記載の放射線画像生成方法であって、
   前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記吸収画像を生成する放射線画像生成方法。
9. 請求項７に記載の放射線画像生成方法であって、
   前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記吸収画像を生成する放射線画像生成方法。
10. 請求項７から９のいずれか一項に記載の放射線画像生成方法であって、
    前記補正用データを用いて前記複数の被写体画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数の被写体画像データに基づいて前記位相コントラスト画像を生成する放射線画像生成方法。
11. 請求項１０に記載の放射線画像生成方法であって、
    前記補正用データを用いて前記複数のプレ画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数のプレ画像データに基づいてプレ位相コントラスト画像を生成し、前記位相コントラスト画像からプレ位相コントラスト画像を減算して、前記位相コントラスト画像を補正する放射線画像生成方法。
12. 請求項７から１１のいずれか一項に記載の放射線画像生成方法であって、
    前記複数の画像データから、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、位相コントラスト画像を生成する放射線画像生成方法。

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