JP5833078B2 - タルボ方式のｘ線画像システム - Google Patents

Description

本発明は、タルボ方式のＸ線画像システムに関し、特に、Ｘ線位相画像の撮影が可能なタルボ方式のＸ線画像システムに関する。

従来、Ｘ線画像撮影として、被写体によるＸ線吸収により形成されるＸ線吸収画像による画像診断が一般的である。しかしながら、例えば、人体や動物の軟部組織のように、Ｘ線吸収が小さい被写体の場合、充分なコントラストが得られず画像診断がしにくかったり、困難であったりした問題があった。

そこで、このような軟部組織等のＸ線吸収が小さい被写体の変化を発見するためには、最近、放射線画像撮影に代わり、ＭＲＩ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）等により得られた画像を用いた診断が検討されている。しかし、ＭＲＩによる撮影は費用や診察に要する時間等の観点から被撮影者の負担が大きく、一般の定期検診等に組み込んで行うことは難しいことから、撮影を定期的に行い、変化を経時的に観察することは困難であるという問題があった。

一方、Ｘ線画像撮影として、被写体によるＸ線位相差により形成されるＸ線位相画像の開発が進められている。このＸ線位相画像の撮影は、医療診断・生物診断・食物検査用に用いた場合、Ｘ線吸収画像と比較して、被写体の軟部のコントラストが大きい、或いはエッジ効果によってくっきりと見えるために、例えば、微小な病変の検出や、軟部組織の病変の検出が可能となっている。

Ｘ線位相画像撮影においては、結晶製Ｘ線干渉計方式、ＤＥＩ方式、伝播法、Ｚｅｍｉｋｅ位相差顕微法、タルボ干渉計方式など、種々の方式が開発されている。なかでも他の方式と比べて空間分解能や検出感度が高く、実用的でもあるタルボ干渉計方式が近年公開されている。タルボ干渉計方式によれば、タルボ効果により得られるモアレ縞画像を縞走査法で複数枚撮影し、位相シフト像（位相差画像）と位相シフト微分像（微分位相画像）を得ることができる（例えば、特許文献１参照）。

国際公開第２００４／０５８０７０号

しかしながら、微分位相画像と吸収画像は、互いに独立であるために、微分位相画像及び吸収画像の両方とも診断に用いる場合、両方の画像を保存する必要がある。また、位相差画像は微分位相画像を積分処理して得られる画像であり、一方、微分位相画像は位相差画像を微分処理して得られる画像なので、原理的には、どちらか一方を保存するだけで他方の画像を再生できるが、保存した微分位相画像を積分処理して位相差画像を表示させたり、保存した位相差画像を微分処理して微分位相画像を表示させようとすると、第一に、レスポンスが遅く、特に、医療診断・生物診断・食物検査では、トータルとしての診断・検査効率が低くなる問題が懸念され、第二に、一方の画像から他方の画像を再生するには、保存する画像データ量は階調数・画素数ともに大きいことが必要で、ストレージ容量の増大を招き、実用的には好ましくない。

さらに、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と吸収画像、微分位相画像と位相差画像を一方だけ、又は、バラバラに診断・検査しても、それなりの診断・検査が可能であるが、医療診断・生物診断・食物検査に用いた場合、これらを同時に又は逐次に診断・検査した方が、より良好な診断・検査が可能になる。

本発明は、前記した点に鑑みてなされたものであり、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と位相差画像とを、レスポンス良く同時又は逐次に表示することができ、高い診断・検査効率で診断・検査でき、また、保存データ量が多くなくてもよく、ストレージ容量の増大を抑えることもできるＸ線画像システム及びＸ線画像プログラムを提供することを目的とするものである。

本発明の目的は、下記構成により達成することができる。

１．Ｘ線源と、前記Ｘ線源から照射され被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間に配置される複数の格子と、を有し、前記Ｘ線源、前記被写体及び前記Ｘ線検出器の相対位置関係を一定に保ち、縞走査法による一連のＸ線撮影で複数のモアレ縞画像を取得するＸ線撮影手段と、
前記複数のモアレ縞画像に基づいて、それぞれ異なるアルゴリズムを用いて診断用画像である吸収画像、微分位相画像、位相差画像を生成する生成手段と、
当該吸収画像、微分位相画像、位相差画像を同時または逐次に表示する表示手段と、
を備えることを特徴とするタルボ方式のＸ線画像システム。

本発明によれば、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のモアレ縞画像から得られた吸収画像と微分位相画像と位相差画像とを、レスポンス良く同時又は逐次に表示することができるので、高い診断・検査効率で診断・検査でき、また、保存する画像データ量が多くなくてもよく、ストレージ容量の増大を抑えることもできるＸ線画像システムを提供することができる。

第一実施形態におけるＸ線画像システムの側面図である。 第一実施形態におけるＸ線画像システムの構成例を示す説明図である。 第一回折格子の断面図である。 第二回折格子の断面図である。 第一回折格子と第二回折格子との要部構成を示す図である。 図１のＸ線画像システムに備わる撮影装置本体部の制御構成を示すブロック図である。 図６の制御装置で実行される微分位相画像、位相差画像、吸収画像、の算出処理の流れを表すデータフローダイアグラムである。 第二実施形態におけるＸ線画像システムの構成例を示す説明図である。 図８のＸ線画像システムに備わるＸ線屈折レンズアレイの概略構成を示す説明図である。 図９のＸ線屈折レンズアレイに備わるＸ線屈折レンズの断面図である。 図８のＸ線撮影システムに備わるＸ線検出器の隣接する２画素に１つの縞がまたがった際に、他の縞の端部付近が進入した状態を表す説明図である。 図８のＸ線画像影システムに備わる撮影装置本体部の制御構成を示すブロック図である。 図８のＸ線画像システムでの撮影時におけるＸ線の照射状況を示す図である。 図８のＸ線検出器上に現出する縞の被写体の有無に基づく変位を表す説明図である。 図１２の制御装置で実行される微分位相画像、位相差画像、吸収画像、位相エッジ効果を有する吸収画像の算出処理の流れを表すデータフローダイアグラムである。 第二実施形態に係るＸ線屈折レンズの変形例を示す説明図である。 第二実施形態に係るＸ線屈折レンズの変形例を示す説明図である。 第二実施形態に係るＸ線屈折レンズアレイの変形例を示す説明図である。 第二実施形態に係るＸ線屈折レンズの変形例を示す説明図である。 第二実施形態に係るＸ線屈折レンズアレイの変形例を表す説明図である。 図２０のＸ線屈折レンズアレイにより現出されたドットの変位を表す説明図である。 第二実施形態に係るＸ線撮影システムの変形例を示す説明図である。

以下に、図を参照しつつ、本発明に係るＸ線画像システムの実施形態について説明する。なお、発明を実施するための最良の形態欄は、発明を実施するために発明者が最良と認識している形態を示すものであり、発明の範囲や、特許請求の範囲に用いられている用語を一見、断定又は定義するような表現もあるが、これらは、あくまで、発明者が最良と認識している形態を特定するための表現であり、発明の範囲や、特許請求の範囲に用いられている用語を特定又は限定するものではない。

＜第１実施形態＞
図１に、第１実施形態におけるＸ線画像システム１００の構成例を示す。Ｘ線画像システム１００は、Ｘ線撮影手段１及びコンソール３等で構成される。Ｘ線撮影手段１は、被写体Ｈに向けてＸ線を照射するＸ線源２と、Ｘ線源２から照射され被写体Ｈを透過したＸ線を検出するＸ線検出器１４と、Ｘ線源２及びＸ線検出器１４の間で、所定距離を有して平行に配置される第一回折格子４及び第二回折格子５等で構成され、これら各部はコンソール３によって制御される。

Ｘ線源２には、高電圧を発生する高電圧発生源１２１と、高電圧発生源１２１により高電圧が印加されるとＸ線を発生するＸ線管１２２と、が設けられている（図６参照）。また、Ｘ線源２は、Ｘ線源制御部１２３を備えており、高電圧発生源１２１及びＸ線管１２２は、Ｘ線源制御部１２３とそれぞれ接続されている。Ｘ線源制御部１２３は、コンソール３の制御装置３１（図６参照）からの制御信号に基づいて、高電圧発生源１２１、Ｘ線管１２２を制御する。

本第１実施形態においては、図２に示すように、Ｘ線源２から照射され被写体Ｈを透過したＸ線が、第一回折格子４及び第二回折格子５を透過してＸ線検出器１４に入射するようになっており、Ｘ線源２、第一回折格子４及び第二回折格子５によってタルボ干渉計が構成される。なお、タルボ干渉計が構成される条件については後述する。

図３は、第一回折格子４の図２におけるＩ−Ｉ断面図である。図２及び図３に示すように、第一回折格子４は、基板４１と、この基板４１に配置された複数の回折部材４２と、隣接する回折部材４２の間各々を埋めて、隣接する回折部材４２を保持する保持部材４３を有し、図示しない被写体台及びこれに保持された被写体Ｈを通って照射されたＸ線を回折させることにより、後述するタルボ効果を生じさせるものである。基板４１は、例えばガラス等により形成されている。なお、基板４１の回折部材４２が配置されている面を回折格子面とする。

複数の回折部材４２は、いずれも、Ｘ線源２から照射されるＸ線の照射方向に直交する一方向（図２において上下方向）に延びる線状の部材である。各回折部材４２の厚みはほぼ等しくなっており、例えば、吸収型回折格子の場合、１０μｍ以上１００μｍ以下が好ましく、位相型回折格子の場合、１μｍ以上１０μｍ以下が好ましい。

また、複数の回折部材４２の配置間隔（格子周期）ｄ_１（図３参照）は一定であり、つまり複数の回折部材４２の配置間隔ｄ_１は等間隔であり、２μｍ以上１０μｍ以下の間隔が好ましい。

複数の回折部材４２を構成する材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば金、銀、白金等の金属を用いることができる。回折部材４２は、例えば基板４１の上にこれらの金属をめっき、蒸着等することにより形成される。回折部材４２としては、照射されるＸ線に対して（１／３）×π以上（２／３）×π以下（特に、（３／８）×π以上（５／８）×π以下、理想的には（１／２）×π）の位相シフト量を与える、いわゆる位相型回折格子を構成するものであることが好ましい。つまり、回折部材４２は、回折部材４２に照射されたＸ線の位相速度を変化させていることになる。Ｘ線はかならずしも単色である必要はなく、上記条件を満たす範囲のエネルギー幅（つまり波長スペクトル幅）を有しても構わない。

図４は、第二回折格子５の図２におけるII−II断面図である。図２及び図４に示すように、第二回折格子５は、前記第一回折格子４と同様に、基板５１と複数の回折部材５２と、隣接する回折部材５２の間各々を埋めて、隣接する回折部材５２を保持する保持部材５３を有している。なお、基板５１の、回折部材５２が配置されている面を回折格子面とする。なお、第二回折格子５の回折部材５２相互間の間隔ｄ_２及び各回折部材５２の幅は、第一回折格子４の回折部材４２相互間の間隔ｄ_１及び各回折部材４２の幅と同一となっている。また、第一回折格子４及び第二回折格子５は、例えば、特開２００６−２５９２６４号公報に記載の方法など公知の方法で作成できるが、公知でない方法で作成してもよい。

また、図５に示すように、第一回折格子４と第二回折格子５とは、回折格子保持構造体７により一定距離を維持して保持されている。そして、第一回折格子４と第二回折格子５とは、その回折部材４２、５２の延在方向が一致するような配置で回折格子保持構造体７に保持されており、第一回折格子４により回折されたＸ線を第二回折格子５が回折することにより、画像コントラストを形成する構成となっている。第二回折格子５については、回折部材５２をより厚くした振幅型回折格子であることが望ましいが、第一回折格子４と同様の構成とすることも可能である。各回折部材５２の厚みはほぼ等しく、例えば、吸収型回折格子の場合、２０μｍ以上２００μｍ以下が好ましく、位相型回折格子の場合、１μｍ以上１０μｍ以下が好ましい。

Ｘ線源２としては、例えば、医療現場や非破壊検査施設で広く用いられているクーリッジＸ線管や、回転陽極Ｘ線管が挙げられる。なお、回転陽極Ｘ線管においては、陰極から放射される電子線が陽極に衝突することでＸ線が発生する。これは自然光のようにインコヒーレント（非干渉性）であり、また平行光Ｘ線でもなく発散光である。電子線が陽極の固定した場所に当り続けると、熱の発生で陽極が傷むので、通常用いられるＸ線管では陽極を回転させて陽極の寿命の低下を防いでいる。電子線を陽極の一定の大きさの面に衝突させ、発生したＸ線はその一定の大きさの陽極の平面から被写体Ｈに向けて放射される。この照射方向（被写体方向）から見た平面の大きさを実焦点（フォーカス）と呼ぶ。焦点径（μｍ）は、ＪＩＳ Ｚ ４７０４−１９９４の７．４．１焦点試験の（２．２）スリットカメラに規定されている方法で測定できる。なお、この測定方法中の任意選択条件は、Ｘ線源の性質に応じて測定原理から考えて精度が最も高くなる条件を選択した方が一層精度の高い測定が可能となることは言うまでもない。

なお、Ｘ線源２は、照射するＸ線の波長分布の半値幅が、当該Ｘ線のピーク波長の１／４倍以下であるものが好ましく、また、Ｘ線源は、Ｘ線管に限定されず、例えば、特開平９−１７１７８８号公報、特開２０００−１７３５１７号公報、特開２００１−２７３８６０号公報などに記載のマイクロフォーカスＸ線源や、例えば、特開平５−２１７６９６号公報、特開２００２−２２１５００号公報などに記載のシンクロトロン放射光Ｘ線源や、例えば、特開昭４７−０２４２８８号公報、特開昭６４−６３４９号公報、特開昭６３−３０４５９７号公報、特開昭６３−３０４５９６号公報、特開平１−１０９６４６号公報、特開昭５８−１５８８４２号公報などに記載のプラズマＸ線源や、例えば、特許３４９０７７０号公報などに記載のレーザＸ線源などであってもよいが、これらに限られない。

Ｘ線のピーク波長は、０．９Å以下（特に０．７Å以下）であることが、被写体が生きた動物や人体であっても、吸収被爆が少なくなり、十秒以上といった長時間照射も不要となり、更に、撮影時間中に被写体Ｈのブレも抑えられ、好ましい。また、Ｘ線のピーク波長は、０．２Å以上（特に０．４Å以上）であることが、Ｘ線の可干渉性を良くして、例えば人体や動物の軟骨組織等による屈折が十分検出でき、得られた画像を診断等に有効に用いることができ、好ましい。

なお、Ｘ線管１２２としては、例えば、医療現場で広く用いられているクーリッジＸ線管や回転陽極Ｘ線管が好ましく用いられる。その際、Ｘ線管球のターゲット（陽極）に乳房撮影で使用されるＭｏ（モリブデン）を用いた場合、一般に管電圧の設定値が２２ｋＶｐでピーク波長０．８ÅのＸ線が照射され、管電圧の設定値が３９ｋＶｐでピーク波長０．６ÅのＸ線が照射される。また、ターゲットに一般撮影で使用されるＷ（タングステン）を用いた場合、管電圧の設定値が３０、５０、１００、１５０ｋＶｐでそれぞれピーク波長０．６Å、０．４Å、０．３Å、０．２ÅのＸ線が、通常照射される。

また、Ｘ線源の焦点径は、上記範囲のピーク波長のＸ線を照射でき、且つ実用上の出力強度が得られるように１μｍ以上（特に７μｍ以上）であることが好ましい。また、Ｘ線源の焦点径は、５０μｍ以下（特に３０μｍ以下）であることが、撮影装置のサイズの制約がある中、可干渉性を良くし、よりタルボ効果を利用し鮮明な画像を得るために好ましい。

Ｘ線検出器１４は、Ｘ線源２から照射され、被写体Ｈを透過したＸ線を、Ｘ線画像検出面１４０で検出するため、２次元配置された多数の画素毎にＸ線照射量に基づいた信号を取得するＦＰＤ（ｆｌａｔ ｐａｎｅｌ ｄｅｔｅｃｔｏｒ）１４１である。つまり、Ｘ線検出器１４はＸ線画像検出面１４０に配置された２次元画像センサである。このＸ線検出器１４の各画素はマトリクス状に配置されており、Ｘ線検出器１４の画素ピッチＰ_３は、Ｘ線量子ノイズの観点から、３０μｍ以上（特に６０μｍ以上）が好ましく、また、後述する縞の変形の充分な検出の観点から、３００μｍ以下（特に、１５０μｍ以下）が好ましい。このようなＦＰＤとしては、Ｘ線を直接電荷に変換して検出するアレイセンサを有する直接型ＦＰＤであっても良いし、Ｘ線を光に変換するシンチレータと、このシンチレータにより変換された光を電荷に変換して検出するアレイセンサとを有する間接型ＦＰＤであってもよい。そして、間接型ＦＰＤのシンチレータとしては、柱状結晶蛍光体を有するものや、特許第３６６１１９６号等に記載のアレイセンサの画素単位に形成された箱に蛍光体を詰めたものや、蛍光体の粒を分散した媒体を塗布して設けたもの等が挙げられるが、これらに限らない。なお、シンチレータの厚さは、厚いほど感度が高くなり、シンチレータの厚さが薄いほど空間分解能が高くなる。また、シンチレータの種類によって分光感度が異なる。また、シンチレータの蛍光体としては、ＣｓＩ：Ｔｌなどハロゲン化アルカリ金属又はハロゲン化アルカリ土類金属が好ましい。

次に、Ｘ線源２、第一回折格子４及び第二回折格子５がタルボ干渉計を構成する条件を説明する。

まず、Ｘ線の可干渉性から、回折部材にほぼ直交する方向におけるＸ線源の焦点径ａ、Ｘ線源２から第一回折格子４までの距離Ｌ（図１参照）、第一回折格子４から第二回折格子５までの距離Ｚ_１（図１参照）、第二回折格子５からＸ線検出器１４までの距離Ｚ_２（図１参照）、照射するＸ線のピーク波長λｐとすると、第一回折格子４の回折部材の間隔ｄ_１（図３参照）、及び、第二回折格子５の回折部材の間隔ｄ_２（図４参照）は、各々下記式（１）及び（２）を満たすことが好ましい。

ｄ_１＜（Ｌ／ａ）×λｐ ・・・（１）
ｄ_２＜｛（Ｌ＋Ｚ_１）／ａ｝×λｐ ・・・（２）
また、第一回折格子４と第二回折格子５との距離Ｚ_１は、第一回折格子４が吸収型回折格子であることを前提にすれば、いずれかの自然数ｍにおいて、下記式（３）で示す条件を満たすことが理想である。

Ｚ_１＝ｍ×（ｄ_１ ^２／λｐ） ・・・（３）
実際は、いずれかの自然数ｍにおいて、下記式（４）で示す条件を満たすことが好ましい。

（ｍ−１／８）×（ｄ_１ ^２／λｐ）≦Ｚ_１≦（ｍ＋１／８）×（ｄ_１ ^２／λｐ） ・・・（４）
また、第一回折格子４と第二回折格子５との距離Ｚ_１は、第一回折格子４が位相型回折格子であることを前提にすれば、いずれかの自然数ｍにおいて、下記式（５）で示す条件を満たすことが理想である。

Ｚ_１＝（ｍ−１／２）×（ｄ_１ ^２／λｐ） ・・・（５）
実際は、いずれかの自然数ｍにおいて、下記式（６）で示す条件を満たすことが好ましい。

（ｍ−５／８）×（ｄ_１ ^２／λｐ）≦Ｚ_１≦（ｍ−３／８）×（ｄ_１ ^２／λｐ） ・・・（６）
なお、上記式（３）〜（６）において、
λｐ：Ｘ線源から照射されるＸ線のピーク波長、
Ｚ_１：第一回折格子から第二回折格子までの距離（図１参照）、
ｄ_１：第一回折格子の回折部材の間隔（図１参照）
である。

ここで、タルボ効果とは、平面波が回折格子を通過したとき、第一回折格子４が吸収型回折格子の場合、上記式（３）の式で与えられる距離において回折格子の自己像を形成することである。但し、上記式（４）の式を満たす距離であれば、若干ぼけているが充分下記の現象が生じる。また、第一回折格子４が位相型回折格子の場合、上記式（５）の式で与えられる距離において回折格子の自己像を形成することである。但し、上記式（６）の式を満たす距離であれば、若干ぼけているが充分下記の現象が生じる。

本第１実施形態の場合、Ｘ線源２から照射されたＸ線は、被写体Ｈを透過することにより被写体ＨによるＸ線の位相のずれが生じるので、第一回折格子４に入射するＸ線の波面が歪んでいる。したがって、第一回折格子４の自己像はそれに依存して変形している。続いて、Ｘ線は、第二回折格子５を通過する。その結果、上記の変形した第一回折格子４の自己像と第二回折格子５との重ね合わせにより、Ｘ線に画像コントラストが生じる。この画像コントラストは一般にモアレ縞となっており、Ｘ線検出器１４により検出することができる。生成されたモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受けている。その変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によってＸ線が曲げられた角度に比例している。したがって、Ｘ線検出器１４で検出されたモアレ縞を解析することにより、被写体Ｈ及びその内部の構造を検出することができる。

また、前記Ｘ線管１２２と第一回折格子４との間隔Ｌと第一回折格子４の格子周期ｄ_１との比は、Ｘ線検出器１４がモアレ縞（又はモアレ縞を解析することによって得られる微分位相差画像、位相差画像）を検出可能な程度に、Ｘ線管１２２と第二回折格子５との間隔（Ｌ＋Ｚ_１）と第二回折格子５の格子周期ｄ_２との比になるのが、後述するように微小角θだけで縞の間隔を調整するのに理想的である。即ち、下記式（７）を満たすことが、後述するように微小角θだけで縞の間隔を調整するのに理想的である。

ｄ_１／Ｌ＝ｄ_２／（Ｌ＋Ｚ_１） ・・・（７）
なお、第一回折格子４又は第二回折格子５の回折部材４２、５２が、Ｘ線源２とＸ線検出器１４を通る仮想的な軸のまわりに相対的に微小角θだけ回転して配置してあるとする。θの大きさによって、発生するモアレ縞の間隔が変わる。被写体Ｈが無いとすると、モアレ縞の間隔はｄ_３／θで与えられる。ここでｄ_３は第一回折格子４の回折部材４２相互間の間隔をＸ線管１２２の中心からＸ線検出面（すなわち、Ｘ線検出器１４）に投影した間隔であり、また、第二回折格子５の回折部材５２相互間の間隔をＸ線管１２２の中心からＸ線検出面（すなわち、Ｘ線検出器１４）に投影した間隔である。

微小角θを変えるための機構（例えば、第一回折格子４及び第二回折格子５の一方を他方に対して相対的に回転させる機構）を備えれば、観察に好ましいようにモアレ縞を調整することが可能となる。また、微小角θをほぼゼロになるように調整すれば、被写体Ｈに対応する部分以外では（つまり非変調部分では）モアレ縞は現れない。その結果、得られたＸ線画像では、被写体Ｈによる吸収コントラストのみが現れる。

なお、第一回折格子４及び第二回折格子５を所定位置に配置したまま、吸収コントラストのみのＸ線画像を得る必要が無ければ、上述の式（７）の条件を満たす必要はなく、Ｘ線検出器１４で検出可能な縞の間隔になるように、適宜、ｄ_１、ｄ_２、θを選択すればよい。

そして、前記Ｘ線管１２２と第一回折格子４との間隔Ｌと第一回折格子４の格子周期ｄ_１との比は、Ｘ線検出器１４がモアレ縞（又はモアレ縞を解析することによって得られる微分位相差画像、位相差画像）を検出可能な程度に、Ｘ線管１２２と第二回折格子５との間隔（Ｌ＋Ｚ_１）と第二回折格子５の格子周期ｄ_２との比に近いことが好ましい。Ｘ線管１２２と第二回折格子５との間隔（Ｌ＋Ｚ_１）と第二回折格子５の格子周期ｄ_２との比に近いとは、Ｘ線検出器で発生する縞の変化を検出できる程度に近いことを意味し、好ましくは、Ｘ線検出器の画素ピッチＰ_３とすると、下記式（８）を満たすことである。

［１−（ｄ_１／Ｌ）×｛（Ｌ＋Ｚ_１＋Ｚ_２）／Ｐ_３｝］×（ｄ_１／Ｌ）≦ｄ_２／（Ｌ＋Ｚ_１）≦［１＋（ｄ_１／Ｌ）×｛（Ｌ＋Ｚ_１＋Ｚ_２）／Ｐ_３｝］×（ｄ_１／Ｌ） ・・・（８）
また、本第１実施形態において、回折格子保持構造体７は、第一回折格子４をその回折格子面４３と平行で、かつ、回折部材４２の延在方向に交差する方向に移動可能に保持しており、第一回折格子４の一端部には、電圧を印加することにより変形する圧電アクチュエータ２０（図６参照。以下の説明において単に「アクチュエータ」とする。）が設けられている。

アクチュエータ２０は、コンソール３からの指示信号に従って動作し、第一回折格子４を、第一回折格子４の回折格子面４３とほぼ平行であり、かつ、その回折部材４２の延在方向にほぼ交差する方向に移動させる駆動手段である。アクチュエータ２０が駆動することにより、第一回折格子４は第二回折格子５に対して相対的に並進移動するようになっている。

図６に示すコンソール３には、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）と、ＲＯＭ(Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ)及びＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）からなる内部記憶装置（いずれも図示せず）とを備える制御装置３１が備えられている。制御装置３１には、操作者が撮影準備指示や撮影指示、指示内容を入力する入力装置３２、Ｘ線画像などを表示する表示装置３３、Ｘ線撮影手段１の各部と接続されているインターフェース３４、画像情報を記憶する画像記憶部３５、及びコンソール３の各部に電力を供給するコンソール電源部３６等がバスを介して接続されている。

入力装置３２としては、例えば、Ｘ線照射要求スイッチやタッチパネル、マウス、キーボード、ジョイスティック等を用いることが可能であり、入力装置３２の操作により、例えばＸ線管電圧やＸ線管電流、Ｘ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング、撮影部位、撮影方法等のＸ線撮影制御条件、画像処理条件、画像出力条件、Ｘ線検出器選択情報（複数の撮影装置がコンソール３に接続されている場合）、オーダ選択情報、被写体ＩＤ等の指示内容が入力される。

表示装置３３は、例えば、ＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）ディスプレイや液晶ディスプレイ等であり、コンソール３の制御装置３１の制御により、Ｘ線撮影条件や画像処理条件等の文字及びＸ線画像を表示する。

画像記憶部３５は、本発明における保存手段として機能し、インターフェース３４を介してＸ線検出器１４から受信したＸ線画像データの一時記憶や、画像処理されたＸ線画像データの保存を行う。画像記憶部３５としては、大容量かつ高速の記憶装置であるハードディスク、ＲＡＩＤ（Ｒｅｄｕｎｄａｎｔ Ａｒｒａｙ ｏｆ Ｉｎｄｅｐｅｎｄｅｎｔ Ｄｉｓｋｓ）等のハードディスクアレイ、シリコンディスク等を用いることが可能である。

コンソール電源部３６は、外部電源又は内部電源から、コンソール３を構成する各部に電力を供給する。

制御装置３１の内部記憶装置には、Ｘ線画像システム１００各部を制御するための制御プログラム及び各種処理プログラムが記憶されており、ＣＰＵは、この制御プログラム及び各種処理プログラムとの協働によりＸ線画像システム１００各部の動作を統括的に制御し、Ｘ線画像撮影を行う。

例えば、制御装置３１は、高電圧電源１２１からＸ線管１２２に供給する電圧を調整するように、Ｘ線撮影装置１のＸ線源制御部１２３を制御する。そして、高電圧電源１２１がＸ線管１２２に所定電圧を供給して、Ｘ線管１２２が被写体Ｈに対してＸ線を照射し、Ｘ線検出器１４に入射したＸ線量が予め設定されたＸ線量に達すると、高電圧電源１２１がＸ線管１２２へ高電圧の供給を停止し、Ｘ線源２がＸ線の照射を停止する。

なお、本第１実施形態においては、制御装置３１は、Ｘ線検出器１４におけるＦＰＤ１４１からの信号の読み取り及び、アクチュエータ２０による第一回折格子４の移動が停止しているときにＸ線源２からのＸ線の照射を行うようにＸ線源制御部１２３を制御する。

アクチュエータ２０による第一回折格子４の移動が停止しているかどうかは、例えばアクチュエータ２０に印加される電圧を検出することによって判断することができる。また、第一回折格子４に加速度センサが固定されている場合には、この加速度センサの出力から検出することによって判断してもよく、第一回折格子４の位置を検出する位置センサが設けられている場合には、この位置センサの出力から検出することによって判断してもよく、第一回折格子４の移動を検出する速度センサが設けられている場合には、この速度センサの出力から検出することによって判断してもよい。

また、制御装置３１は、Ｘ線検出器１４の検出器制御部１４４を動作させて、ＦＰＤ１４１の画素毎に検出されたＸ線照射量に基づいた信号の読み取りを開始させ、読み取りの結果得られたＸ線画像データを、検出器通信部１４３を介してコンソール３に送信させる。

また、制御装置３１は、アクチュエータ２０を動作させて、第一回折格子４を所定量ずつ移動させるようになっている。本第１実施形態において、第一回折格子４は、前述のようにアクチュエータ２０により、第二回折格子５に対して相対的に並進移動する。第一回折格子４の移動方向は、第一回折格子４の回折格子面４３とほぼ平行であり、かつ、回折部材４２の延在方向にほぼ直交する方向である。

第一回折格子４が第二回折格子５に対して相対的に並進移動するに伴って、モアレ縞が移動し、第一回折格子４の移動距離（並進距離）が第一回折格子４の格子周期ｄ_１の１周期分に達すると、モアレ縞画像は元に戻る。本第１実施形態では、制御装置３１は、第一回折格子４を、例えば第一回折格子４の格子周期ｄ_１の１周期の整数分の１ずつ並進移動させながら複数回のＸ線撮影を行うようになっている。

すなわち、１回目のＸ線撮影を行うと、制御装置３１はアクチュエータ２０を動作させて、第一回折格子４を、格子周期ｄ_１の１周期の整数分の１だけ第二回折格子５に対して相対的に並進移動させ、２回目の撮影を行う。その後、制御装置３１はアクチュエータ２０を動作させて、第一回折格子４を同方向にさらに回折部材４２の１周期ｄ_１の整数分の１だけ並進移動させて３回目の撮影を行う、というように、Ｘ線撮影と第一回折格子４の移動を複数回繰り返す。

なお、制御装置３１はアクチュエータ２０の動作量情報を取得するようになっており、複数回の撮影動作間、各々のアクチュエータ２０による第一回折格子４の移動量に関する移動量情報を得る移動量情報取得手段として機能するようになっている。アクチュエータ２０によって第一回折格子４を移動させる移動量は、予めデフォルトとして設定されていてもよいし、操作者が適宜任意に設定できるようになっていてもよい。

また、本第１実施形態においては、Ｘ線検出器１４又は制御装置３１により、Ｘ線検出器１４固有の各画素のオフセット・ゲイン補正が行われる。そして、その後、オフセット・ゲイン補正をされたＸ線画像について、制御装置３１は、被写体Ｈ、第一回折格子４及び第二回折格子５を透過してＸ線検出器１４で検出されたＸ線の画像コントラスト（モアレ縞）を解析する。これにより、制御装置３１は、Ｘ線検出器１４から取得した各画素の放射線量等に基づいて、微分位相画像、及び位相差画像を算出する。また、制御装置３１は、必要に応じて被写体ＨのＸ線吸収率の違いに基づく吸収画像を取得する。

すなわち、本第１実施形態においては、前述のように、第一回折格子４を第二回折格子５に対して相対的に並進移動させながら複数回のＸ線撮影が行われ、制御装置３１は、これらのＸ線撮影により得られた複数のＸ線撮影画像と第一回折格子４の移動量情報とから微分位相画像を得る微分位相画像取得手段として機能する。

また、制御装置３１は、複数回のＸ線撮影により得られた複数のＸ線撮影画像と第一回折格子４の移動量情報とから位相差画像を得る位相差画像取得手段として機能する。すなわち、制御装置３１は本発明におけるＸ線画像取得手段として機能する。

以下、微分位相画像、位相差画像、及び、吸収画像の算出方法について説明する。

まず、微分位相画像は、被写体Ｈによる屈折効果によってＸ線が曲げられる角度の分布像であり、制御装置３１は、下記に示す、いわゆる縞走査法を用いることによって、Ｘ線検出器１４により検出されたモアレ縞の現れたＸ線画像（以下、「縞画像」と称する。）を微分位相画像に変換することができる。

縞走査法では、第一回折格子４及び第二回折格子５の一方を他方に対して相対的に並進移動させながら撮影を行うが、本第１実施形態では、第一回折格子４を第二回折格子５に対して相対的に並進移動させる。

第一回折格子４の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（移動量）が回折部材４２の１周期に達すると、縞画像は元に戻る。縞走査法は、このような縞画像の変化を、回折部材４２の１周期の整数分の１ずつ第一回折格子４を移動させながら記録し、それらを演算処理することにより微分位相画像ψ（ｘ，ｙ）を得るものである。（ｘ，ｙ）は画素の位置を示す座標である。上記移動量をξとして、縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）は一般的に、下記の式（９）により与えられる。

ここでＡ_ｋ（ｋ＝０，１，…）は、第一回折格子４の形状により決まる定数である。Δ（ｘ，ｙ）は、第一回折格子４の歪、製作誤差、および配置誤差によって被写体Ｈとは関係なく発生するコントラストの寄与を表すものである。ｄは、回折部材４２の周期、Ｚ_１は、第一回折格子４と第二回折格子５との間隔である。今、ξをステップｄ／Ｍ（Ｍ：整数）で変化させながらＭ回のＸ線撮影を行いＭ枚の縞画像を取得するとする。式（９）においてｋ＞Ｎの項が十分小さく無視できるとすれば、Ｍ＞Ｎ＋１を満たすようにＭを選べば、下記の式（１０）が満たされる。

ａｒｇ［］は偏角の抽出を意味する。Ｉｐ（ｘ，ｙ）は、ξ＝ｐｄ／Ｍとしたときの式（３）の値である。ｄおよびＺ_１は既知であり、Δ（ｘ，ｙ）は被検体が無いとき（すなわちψ（ｘ，ｙ）＝０）に同様の測定を行って予め求めることができる。したがって、以上よりψ（ｘ，ｙ）を得ることができる。

制御装置３１は、微分位相画像の出力時においては、微分位相画像を生成して、表示装置３３に出力し、位相差画像の出力時においては、微分位相画像を積分して位相差画像を算出し、表示装置３３に出力する。

次に、位相差画像とは、微分位相画像を積分することにより、位相のずれそのものを表す像であり、位相差画像Φ（ｘ，ｙ）と微分位相画像ψ（ｘ，ｙ）とは、下記の式（１１）で関係付けられる。

ここでｘは、上記縞走査法により第一回折格子４を並進移動させる方向にあたる。これより、位相差画像Φ（ｘ，ｙ）は、微分位相画像ψ（ｘ，ｙ）をｘ軸に沿って積分することにより与えられる。

位相差画像Φ（ｘ，ｙ）は、被検体の屈折率分布をｎ（ｘ，ｙ，ｚ）として、下記の式（１２）で与えられる。

また、Ｘ線が物体を透過すると当該物体のＸ線吸収率の違いに応じたＸ線画像が形成され、Ｘ線検出器１４で検出される。これにより得られる画像を吸収画像という。

なお、このような撮像手法は、いずれも、その撮像の目的に応じて十分に利用可能なものであり、制御装置３１は、微分位相画像の出力時においては、微分位相画像φ（ｘ，ｙ）を生成して、表示装置３３に出力し、位相差画像の出力時においては、微分位相画像を積分して位相差画像Φ（ｘ，ｙ）を算出し、表示装置３３に出力することができる。

また、制御装置３１は、撮影により複数種類の画像（微分位相画像、位相差画像、吸収画像）を取得した場合には、これら複数種類の画像を相互に対応付けて画像記憶部３５に記憶するようになっている。

ここで、微分位相画像、位相差画像、吸収画像を得るプロセスの概略を図７のデータフローダイアグラムを用いて説明する。

まず、Ｘ線撮影５２１は、制御装置３１からの撮影指示信号に基づいた同一被写体の一連のＸ線撮影５２１により、Ｘ線検出器１４が、複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）、又は、単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）を得る処理である。

オフセット・ゲイン補正処理５２２は、同一被写体の一連のＸ線撮影５２１により得られた複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）又は単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）に、Ｘ線検出器１４が、Ｘ線検出器１４に特有の各画素の特性のバラツキを補正するために、画素毎にオフセット・ゲインを補正する処理である。

被写体依存欠陥領域特定処理５３７は、同一被写体の一連のＸ線撮影５２１により得られ、オフセット・ゲイン補正処理５２２が施された複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）又は単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）から、通常の縞の幅を超えて画像データが無い領域を、被写体依存欠陥領域として特定する処理である。このような被写体依存欠陥領域は、被写体のＸ線吸収が大きいために、回折格子による縞のＸ線透過領域であっても、Ｘ線検出器での画像データ値が０になる領域である。

撮影ＩＤ付与処理５２３は、同一被写体の一連のＸ線撮影５２１により得られ、オフセット・ゲイン補正処理５２２が施された複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）又は単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）に、同一被写体の一連のＸ線撮影５２１に共通の撮影ＩＤをＸ線検出器１４が付与する処理である。

一時保存処理５２４は、撮影ＩＤ付与処理５２３で共通の撮影ＩＤを付与された複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）又は単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）を一時保存する処理である。

微分位相画像算出処理５２５は、一時保存処理５２４で一時保存された複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）又は単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）から、前述したように、各縞画像に対応する移動量ξ、被写体が無い時の微分位相画像Δ（ｘ，ｙ）に応じて、すなわち、撮影条件に応じて、微分位相画像φ（ｘ，ｙ）を得る処理である。本第１実施形態では、このようにして得た微分位相画像を原微分位相画像と呼ぶ。

原微分位相画像保存処理５２６は、微分位相画像算出処理５２５で得られた原微分位相画像を一時保存する処理である。

欠陥補正処理５２７は、原微分位相画像保存処理５２６で一時保存された原微分位相画像に対して、被写体依存欠陥領域以外の領域について、Ｘ線検出器に特有の欠陥の補正をする処理である。欠陥画素がある場合、原微分位相画像に対して欠陥画素周辺のデータから補間処理する。また、線状欠陥がある場合、原微分位相画像に対して欠陥線に隣接するラインのデータから補間処理する。このように原微分位相画像に対して欠陥補正をして、欠陥補正済微分位相画像を出力する。

画素数・階調数減少処理５２８は、画像記憶部３５で保存する画像データ量を少なくさせつつ、診断・検査時に、画像の表示、画像データの送信などでレスポンスを向上させるための処理である。例えば、画素数・階調数減少処理５２８までは１２ｂｉｔ階調以上の階調、例えば、１４ｂｉｔ階調に対して、ダイナミックレンジ圧縮処理をした後、８ｂｉｔ階調に階調数を低減したり、例えば、２×２画素の平均値を１画素の値にして画素数を減少させたりする処理である。この処理により、画素数・階調数減少済微分位相画像が得られる。

オーダＩＤ付与処理５２９は、画素数・階調数減少処理５２８が施された画素数・階調数減少済微分位相画像に対して、その撮影ＩＤから、オーダＩＤと撮影ＩＤとの対応関係に基づいて、オーダＩＤを付与してファイル化し、オーダＩＤ付与済微分位相画像ファイルとして出力する処理である。このように、オーダＩＤを種々の画像処理終了後に付与するのは、Ｘ線撮影の後、オーダ情報を作成することがあるからである。

微分位相画像の保存処理５３０は、オーダＩＤ付与処理５２９で出力されたオーダＩＤ付与済微分位相画像ファイルを長期保存する処理である。これで、一連の処理が終了される。

積分処理５３１は、原微分位相画像保存処理５２６で一時保存された原微分位相画像を、前述のように積分する処理である。この積分処理により、原位相差画像が得られる。

原位相差画像保存処理５３２は、積分処理５３１で得られた原位相差画像を一時保存する処理である。

欠陥補正処理５３３は、原位相差画像保存処理５３２で一時保存された原位相差画像に対して、Ｘ線検出器に特有の欠陥の補正をする処理である。欠陥画素がある場合、原位相差画像に対して欠陥画素より積分方向で先の画素列のデータは、例えば最小二乗法などを用いて、隣接する画素列のデータとの差が最小になる定数を加算する。また、積分方向の線状欠陥がある場合、その原微分位相画像に対して欠陥線に隣接するラインのデータから補間処理する。

一方、積分方向と垂直な方向の線状欠陥がＸ線検出器を完全に横断している場合、この線状欠陥より積分方向の先の画素列のデータは、順次、例えば最小二乗法などを用いて、隣接する画素列のデータとの差が最小になる定数を加減算する。その後、線状欠陥より積分方向の手前と先とで段差が目立たないように、例えば最小二乗法などを用いて、線状欠陥に隣接する画素列間で、データの差が最小になる定数を線状欠陥より積分方向の先の画素全てに加算する。

また、積分方向と垂直な方向の線状欠陥がＸ線検出器を完全に横断していない場合や、被写体依存欠陥領域がある場合、この線状欠陥や被写体依存欠陥領域が積分に関係しない領域の境界域の画素列のデータに対して、それに隣接する画素列のデータが、例えば最小二乗法などを用いて、データ差が最小になる定数を加算する。その後、定数を加算した画素列に隣接する画素列のデータを確定していくことで、順次、線状欠陥より積分方向の手前と先とで段差が目立たないように、例えば最小二乗法などを用いて、線状欠陥や被写体依存欠陥領域より積分方向の先の画素データを確定する。

このように、微分位相画像と位相差画像とでは、欠陥補正の方法が大きく異なる。そして、この欠陥補正処理５３３により、欠陥補正済位相差画像が得られる。

画素数・階調数減少処理５３４は、画像記憶部３５でで保存する画像データ量を少なくさせつつ、診断・検査時に、画像の表示、画像データの送信などでレスポンスを向上させるための処理である。例えば、画素数・階調数減少処理５３４までは１２ｂｉｔ階調以上の階調、例えば、１４ｂｉｔ階調に対して、ダイナミックレンジ圧縮処理をした後、８ｂｉｔ階調に階調数を低減したり、例えば、２×２画素の平均値を１画素の値にして画素数を減少させたりする処理である。この処理により、画素数・階調数減少済位相差画像が得られる。

オーダＩＤ付与処理５３５は、画素数・階調数減少処理５３４が施された画素数・階調数減少位相差画像に対して、その撮影ＩＤから、オーダＩＤと撮影ＩＤとの対応関係に基づいて、オーダＩＤを付与してファイル化し、オーダＩＤ付与済位相差画像ファイルとして出力する処理である。このようにして、同一被写体の一連のＸ線撮影５２１により得られ、オフセットゲイン補正処理５２２が施された複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）又は単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）から得られたオーダＩＤ付与済微分位相画像と同一のオーダＩＤが付与される。

位相差画像の保存処理５３６は、オーダＩＤ付与処理５３５で出力されたオーダＩＤ付与済位相差画像ファイルを長期保存する処理である。これで、一連の処理が終了される。

モアレ除去処理５４１は、一時保存処理５２４で一時保存された共通の撮影ＩＤを付与された複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）又は単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）から、回折部材４２の周期ｄや移動量ξ等の撮影条件に応じて、縞を除去して吸収画像を算出する処理である。例えば、移動させる回折部材４２の周期ｄに対して、移動量ξをステップｄ／Ｍ（Ｍ：整数）の一定量で変化させながらＭ回のＸ線撮影を行い、Ｍ枚の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）を得た場合、単純に合計しても、縞が相殺しあい吸収画像が得られる。また、そうでない場合も、回折格子によるモアレ縞もモアレ縞の一種なので、モアレ除去処理でモアレ縞を取り除くことで、吸収画像が得られる。このようなモアレ除去処理としては、モアレ周期に対して充分大きな画素単位で平均化する単純な平滑化処理、モアレ周波数以上の周波数成分を抑える周波数処理、モアレ周波数近傍の周波数成分を抑える周波数処理などが挙げられるが、これらに限らない。また、公知のモアレ除去処理で、回折格子によるモアレ縞の影響を抑えられるが、公知でないモアレ除去処理によってモアレ縞の影響を抑えても良い。そして、モアレ処理の方法は撮影条件に応じて選択することが好ましい。

なお、Ｘ線検出器１４によるサンプリング周波数ｆｓは、回折格子によるモアレ縞の周波数ｆｍに対して、下記（１３）式を満たすことが、モアレ縞除去後のビート成分を低減でき好ましい。

ｆｍ≦０．４×ｆｓ ・・・（１３）
このようにして、モアレ除去処理５４１により、原吸収画像が得られる。

原吸収画像保存処理５４２は、モアレ除去処理５４１により得られた原吸収画像を一時保存する。

欠陥補正処理５４３は、原吸収画像保存処理５４２で一時保存された原吸収画像に対して、被写体依存欠陥領域以外の領域について、Ｘ線検出器に特有の欠陥の補正をする処理である。被写体依存欠陥領域以外の領域について、欠陥画素がある場合、原吸収画像に対して欠陥画素周辺のデータから補間処理する。また、被写体依存欠陥領域以外の領域について、線状欠陥がある場合、原吸収画像に対して欠陥線に隣接するラインのデータから補間処理する。このように原吸収画像に対して欠陥補正を施して、欠陥補正済吸収画像を出力する。

画素数・階調数減少処理５４４は、画像記憶部３５で保存する画像データ量を少なくさせつつ、診断・検査時に、画像の表示、画像データの送信などでレスポンスを向上させるための処理である。例えば、画素数・階調数減少処理５４４までは１２ｂｉｔ階調以上の階調、例えば、１４ｂｉｔ階調に対して、ダイナミックレンジ圧縮処理をした後、８ｂｉｔ階調に階調数を低減したり、例えば、８×８画素の平均値を１画素の値にして画素数を減少させたりする処理である。なお、このようにして得られた吸収画像は、縞の間隔以上に細かい成分が少ないので、縦・横とも縞の間隔に相当する画素数を１画素とする大幅な画素数減少処理をしてもよい。この処理により、画素数・階調数減少済吸収画像が得られる。

オーダＩＤ付与処理５４５は、画素数・階調数減少処理５４４で得られた画素数・階調数減少吸収画像に対して、その撮影ＩＤから、オーダＩＤと撮影ＩＤとの対応関係に基づいて、オーダＩＤを付与してファイル化して、オーダＩＤ付与済吸収画像ファイルとして出力する処理である。このようにして、同一被写体の一連のＸ線撮影５２１により得られた複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）又は単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）から得られた微分位相画像や位相差画像と同一のオーダＩＤが付与される。

吸収画像の保存処理５４６は、オーダＩＤ付与処理５４５で出力されたオーダＩＤ付与済吸収画像ファイルを長期保存する処理である。これで、一連の処理が終了される。

このようにして、良好なＸ線位相に関連する画像が得られるタルボ干渉計方式で得られるＸ線撮影画像から吸収画像が得られるので、微分位相画像又は位相差画像などのＸ線位相に関連する画像と、この画像に対応する吸収画像とを、別々の撮影ではなく、同じ一回または一連のＸ線撮影から得られる。

なお、上記のオーダＩＤとは、Ｘ線撮影のオーダに固有のＩＤで、コンソールでＸ線撮影がオーダされる毎に、他のオーダのＩＤと決して重ならないように付与される。

また、上記第１実施形態では、Ｘ線検出器でのＩＤ付与処理５２３で、同一被写体の一連のＸ線撮影５２１により得られ、オフセットゲイン補正された複数の縞画像Ｉ_Ｍ（ｘ，ｙ）又は単一の縞画像Ｉ（ｘ，ｙ）に撮影ＩＤを付与したが、Ｘ線撮影時にオーダＩＤが発行されるワークフロー又はＸ線撮影時には既にオーダＩＤが発行されているワークフローであれば、撮影ＩＤの代わりに、オーダＩＤを付与してもよい。この場合、オーダＩＤ付与処理５２９、５３５、５４５は不要となる。

以上のように、本第１実施形態によれば、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と位相差画像とを対応付けて保存しているので、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と位相差画像とを、レスポンス良く同時又は逐次に表示することができ、高い診断・検査効率で診断・検査でき、また、保存する画像データ量が多くなくてもよく、ストレージ容量の増大を抑えることもできる。さらに、この場合、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と位相差画像とに共通のＩＤを付けて保存することで、他のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像及び位相差画像と区別することができる。

また、画像記憶部３５が保存する微分位相画像及び位相差画像の少なくとも一方は、Ｘ線撮影画像より階調数又は画素数を減少された画像であるので、保存する画像データ量は少なく、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と位相差画像とを同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。

また、Ｘ線検出器１４に特有の欠陥、あるいは被写体のＸ線吸収に依存して発生する被写体依存欠陥領域がある場合、微分位相画像と位相差画像とで診断・検査に適した欠陥の補正方法が異なり、このような補正をした微分位相画像及び位相差画像の一方から他方を導出することができなくなるが、これらをオーダＩＤで対応付けて保存するので、保存データ量が多くなくても、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と位相差画像とを、同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。

また、一つのＸ線撮影画像又は同一箇所の複数のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と吸収画像とを対応付けて保存しているので、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と吸収画像とを同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。この場合、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と吸収画像とに共通のＩＤを付けて保存することで、他のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像及び吸収画像と区別することができる。

また、画像記憶部３５が保存する吸収画像は、Ｘ線撮影画像より階調数又は画素数を減少された画像であるために、保存する画像データ量は少ないので、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と位相差画像と吸収画像を同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。

また、Ｘ線検出器１４に特有の欠陥、あるいは被写体のＸ線吸収に依存して発生する被写体依存欠陥領域がある場合、微分位相画像、位相差画像及び吸収画像の各々に適した欠陥の補正がされた微分位相画像、位相差画像及び吸収画像を対応付けて保存するので、保存データ量が多くなくても、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られ、各々に適した欠陥の補正がされた微分位相画像、位相差画像及び吸収画像を同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。

また、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と吸収画像とを対応付けて保存しているので、保存データ量が多くなくても、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と吸収画像とを同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。この場合、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と吸収画像とに共通のＩＤを付けて保存することで、他のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と吸収画像を区別することができる。

また、画像記憶部３５が保存する微分位相画像及び吸収画像の少なくとも一方は、Ｘ線撮影画像より階調数又は画素数を減少された画像であるために、保存する画像データ量は少ないので、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた微分位相画像と吸収画像とを同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。

また、Ｘ線検出器１４に特有の欠陥、あるいは被写体のＸ線吸収に依存して発生する被写体依存欠陥領域がある場合、微分位相画像及び吸収画像の各々に適した欠陥の補正がされた微分位相画像及び吸収画像を対応付けて保存するので、保存データ量が多くなくても、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られ、各々に適した欠陥の補正がされた微分位相画像と吸収画像とを同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。

また、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた位相差画像と吸収画像とを対応付けて保存しているので、保存データ量が多くなくても、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた位相差画像と吸収画像とを同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。この場合、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた位相差画像と吸収画像とに共通のＩＤを付けて保存することで、他のＸ線撮影画像から得られた位相差画像及び吸収画像と区別することができる。

また、画像記憶部３５が保存する位相差画像及び吸収画像の少なくとも一方は、Ｘ線撮影画像より階調数又は画素数を減少された画像であるために、保存する画像データ量は少ないので、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られた位相差画像と吸収画像とを同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。

また、Ｘ線検出器１４に特有の欠陥、あるいは被写体のＸ線吸収に依存して発生する被写体依存欠陥領域がある場合、位相差画像及び吸収画像の各々に適した欠陥の補正がされた位相差画像及び吸収画像を対応付けて保存するので、保存データ量が多くなくても、同一被写体の一連のＸ線撮影で得られた複数のＸ線撮影画像又は単一のＸ線撮影画像から得られ、各々に適した欠陥の補正がされた位相差画像と吸収画像とを同時又は逐次にレスポンス良く診断・検査できる。

また、本第１実施形態では、微分位相画像、位相差画像及び吸収画像を算出した後に、オーダＩＤを付与することとして説明したが、Ｘ線撮影の直後に、当該撮影によって得られる画像データ毎に所定のオーダＩＤが付与されるように設定し、当該オーダＩＤの付与された微分位相画像、位相差画像及び吸収画像とすることもできる。

また、本第１実施形態では、Ｘ線画像を出力する装置としてＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイなどの表示装置３３を例示して説明したが、これ以外にも、Ｘ線画像をフィルムや紙等の媒体にプリントするプリント式の出力装置であってもよい。

さらに、本第１実施形態においてはＸ線検出器１４としてＦＰＤを例示して説明したが、本発明に係るＸ線検出器１４はこれに限定されるものではなく、ＦＰＤ以外にも例えば輝尽性蛍光体シートを収納したカセッテなどが挙げられる。
＜第２実施形態＞
図８に、本発明の第二実施形態におけるＸ線画像システム１０１の構成例を示す。Ｘ線画像システム１０１には、被写体Ｈに向けてＸ線を照射するＸ線源２と、Ｘ線源２から照射され被写体Ｈを透過したＸ線を検出するＸ線検出器１４と、Ｘ線源２及びＸ線検出器１４の間で被写体Ｈを保持する保持部４０と、これら各部を制御する撮影装置本体部８とが設けられている。

Ｘ線源２としては、例えば、医療現場や非破壊検査施設で広く用いられているクーリッジＸ線管や、回転陽極Ｘ線管が挙げられる。なお、回転陽極Ｘ線管においては、陰極から放射される電子線が陽極に衝突することでＸ線が発生する。これは自然光のようにインコヒーレント（非干渉性）であり、また平行光Ｘ線でもなく発散光である。電子線が陽極の固定した場所に当り続けると、熱の発生で陽極が傷むので、通常用いられるＸ線管では陽極を回転して陽極の寿命の低下を防いでいる。電子線を陽極の一定の大きさの面に衝突させ、発生したＸ線はその一定の大きさの陽極の平面から被写体Ｈに向けて放射される。この照射方向（被写体方向）から見たＸ線が発生する陽極の平面の大きさを実焦点（フォーカス）と呼ぶ。焦点径ａ（μｍ）は、ＪＩＳ Ｚ ４７０４−１９９４の７．４．１焦点試験の（２）スリットカメラ法による焦点寸法の測定に規定されている方法で測定できる。なお、この測定方法中の任意選択条件は、Ｘ線源の性質に応じて測定原理から考えて精度が最も高くなる条件を選択した方が一層精度の高い測定が可能となることは言うまでもない。このＸ線源２には、管電圧及び管電流を印加する電源部３６１（図１２参照）が接続されている。

Ｘ線検出器１４は、Ｘ線源２から照射され被写体Ｈを透過したＸ線をＸ線画像検出面１４０で検出するため、２次元配置された複数の画素毎にＸ線照射量に基づいた信号を取得するＦＰＤ（ｆｌａｔ ｐａｎｅｌ ｄｅｔｅｃｔｏｒ）である。つまり、Ｘ線検出器１４はＸ線画像検出面１４０に配置された２次元画像センサである。このＸ線検出器１４の各画素１４ａは、例えば７０〜１５０μｍピッチでマトリクス状に配置されている。

保持部４０には、被写体ＨをＸ線源２側の面で支持する支持部９と、支持部９のＸ線検出器１４側に配置されたＸ線屈折レンズアレイ（Ｘ線光学手段）７００とが収納されている。Ｘ線屈折レンズアレイ７００は、被写体Ｈを透過したＸ線をＸ線検出器１４の複数の画素１４ａのうち、隣接する２画素１４ａにまたがるように縞状のＸ線照射量分布に絞るようになっている。

図９はＸ線屈折レンズアレイ７００の概略構成を示す説明図であり、（ａ）は正面図、（ｂ）は（ａ）のＡ−Ａ断面図である。この図９に示すように、Ｘ線屈折レンズアレイ７００には、図９紙面上における上下方向に沿う、図９紙面における横方向に集光力を有する多数のＸ線屈折レンズ７１０が、所定の周期で横方向に沿って配列されている。そして、Ｘ線屈折レンズ７１０は、Ｘ線光軸方向に複数積層されている。これにより、Ｘ線光軸方向に複数のＸ線屈折レンズ７１０が並べて設けられたＸ線屈折レンズ群７１０ａが形成される。

図１０は１つのＸ線屈折レンズ７１０の断面図である。Ｘ線屈折レンズ７１０は、Ｘ線源２側に向けて凹んだ断面が放物線状の凹曲面７２０が形成されていて、この凹曲面７２０によりＸ線が屈折されることになる。これにより、各Ｘ線屈折レンズ７１０は、それぞれに入射したＸ線を集光してＸ線画像検出面１４０にＸ線照射量分布の縞を形成する。このように、Ｘ線屈折レンズアレイ７００によりＸ線が集光されて、Ｘ線検出面１４０上に、即ちＸ線検出器１４上に、離散的に配置された縞状のＸ線照射量分布になる。

ここで、各部の設置箇所について説明すると、Ｘ線源２の焦点径をａ、Ｘ線光軸方向に直交する方向におけるＸ線屈折レンズアレイ７００の配列周期をｐ、Ｘ線源２の光軸方向における中心とＸ線屈折レンズアレイ７００の光軸方向における中心との間隔をＲ１、Ｘ線屈折レンズアレイ７００の光軸方向における中心とＸ線検出器１４におけるＸ線画像検出面１４０との間隔をＲ２とすると、以下の式（１３）を満たすようにＸ線源２、Ｘ線屈折レンズアレイ７００、Ｘ線検出器１４が配置されている。

ａ×Ｒ２＜ｐ×（Ｒ１＋Ｒ２）・・・（１３）
従って、Ｘ線源２の焦点径ａによるＸ線画像検出面１４０上の幾何学的不鋭が、Ｘ線源２を投影中心としたＸ線屈折レンズ７１０のＸ線画像検出面１４０上の像の配列周期より小さいので、Ｘ線屈折レンズアレイ７００によるＸ線照射量分布の縞に隣接する２画素内に収まり、隣の縞に隣接する画素にまであまり影響しないので、Ｘ線の位相差に関する画像が得られる。

そして、上記式（１３）を満たしつつ、図８に示す通り各Ｘ線屈折レンズ７１０により形成された縞ＳがＸ線検出器１４における隣接する２画素間にまたがるように、Ｘ線源２、Ｘ線屈折レンズアレイ７００、Ｘ線検出器１４が配置されている。なお、図９に示す一軸方向のみに集光作用のあるＸ線屈折レンズアレイ７００を用いる場合、ＪＩＳ Ｚ ４７０４−１９９４の７．４．１焦点試験の（２）スリットカメラ法による焦点寸法の測定に規定されている方法でＸ線屈折レンズアレイ７００の配列方向で測定された焦点径をａ（μｍ）として、式（１３）を満たすことが好ましい。

ここで、「Ｘ線照射量分布の縞Ｓが隣接する２画素間にまたがる」とは、各縞内での最大照射量の半分以上の照射量の微小領域を縞領域と呼ぶと、図１１（ａ）に示すように、Ｘ線屈折レンズ群７１０ａによる屈折方向ｘにおいて、縞領域Ｓ_ｎが、この方向ｘに隣接する２画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}内に跨っていて、かつ、２画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}内に収まり、隣の縞領域Ｓ_ｎ＋２に隣接する画素まで跨っていないことである。これは、Ｘ線屈折レンズ群７１０ａによる屈折方向ｘにおいて、Ｘ線検出器１４の画素サイズの１／３以下の幅のスリットを有するＸ線遮蔽板をＸ線検出器１４の画素サイズの１／３以下の所定量ずつずらして、被写体の無い状態で、通常のＸ線照射条件と同じ条件でＸ線照射することで測定できる。

一方、図１１（ｂ）に示すように、隣接する２画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}に１つの縞Ｓ_ｎがまたがっており、更に、他の縞Ｓ_ｎ＋２が画素Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}に跨っている場合は、「Ｘ線照射量分布の縞Ｓが隣接する２画素間にまたがる」に該当しない。

図１２に示すように、撮影装置本体部８には、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）と、ＲＯＭ(Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ)及びＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）からなる内部記憶装置とにより構成される制御装置３１１が備えられている。制御装置３１１には、Ｘ線検出器１４、電源部３６１がバス５２１を介して接続されている。また、制御装置３１１には、撮影条件等の入力を行うキーボードやタッチパネル（図示省略）、保持部４０の位置の調整を行うための位置調整スイッチ等を備える入力装置３２１、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ等の表示装置３３１、画像データ等を記憶する画像記憶部３５１等がバス５２１を介して接続されている。

制御装置３１１のＲＯＭには、Ｘ線撮影システム１０１の各部を制御するための制御プログラム及び各種処理プログラムが記憶されており、ＣＰＵは、この制御プログラム及び各種処理プログラムとの協働により、Ｘ線撮影システム１０１の各部の動作を統括的に制御し、Ｘ線画像の撮影を行う。

例えば、撮影装置本体部８は、電源部３６１により、Ｘ線源２に管電圧及び管電流を印加して被写体Ｈに対して放射線を照射させ、Ｘ線検出器１４に照射された放射線量が予め設定された放射線量に達すると、電源部３６１によりＸ線源２からの放射線の照射を停止させる。

そして、Ｘ線検出器１４又は制御装置３１１は、Ｘ線検出器１４固有の画素毎のオフセット・ゲイン特性のバラツキを補正する。その後、オフセット・ゲイン特性を補正されたＸ線画像について、制御装置３１１は、基準値と、被写体Ｈを透過した際に縞Ｓが形成される隣接する２画素１４ａのそれぞれが検出した出力差／出力和とを比較して、被写体Ｈを透過したことによる縞Ｓの変形に相当する変形相当量を検出する。なお、この基準値は、被写体Ｈがない場合にＸ線照射した際のＸ線画像の隣接する２画素１４ａの各々が検出した放射線量の出力差／出力和で、制御装置３１１が記憶している基準値である。制御装置３１１は、Ｘ線検出器１４から取得した各画素１４ａの放射線量や変形相当量に基づいて、微分位相画像、吸収画像、位相エッジ効果を有する吸収画像、位相差画像を算出する。

以下、各画像の算出方法について説明する。

まず、図１３は、撮影時におけるＸ線の照射状況を示す図である。図１３に示すように、被写体ＨとＸ線検出器１４間に距離を設けると、Ｘ線源２から照射されたＸ線ＸＲにより、ライフサイズに対して拡大されたＸ線画像の潜像がＸ線検出器１４で検出されることとなる。

ここで、被写体Ｈを透過したことによるＸ線の傾斜角をα、Ｘ線の波長をλとすると、被写体ＨのＸ線位相シフトφは式（１４）で表される。

φ（ｘ，ｙ）＝（２π／λ）×∫δ（ｘ，ｙ，ｚ）ｄｚ・・・（１４）
ここでδは、位相に関する係数であり、被写体Ｈの複素屈折率ｎ＝１−δ−ｉβ（β：吸収に関する係数）から算出される。そして、角度αと、位相シフトφの関係は式（１５）で表される。

（α_ｘ，α_ｙ）＝（λ／２π）×Δφ（ｘ，ｙ）・・・（１５）
この式（１５）の関係から、α_ｘ、α_ｙのいずれかが検出されれば、それを積分することでＸ線位相シフトφが求まることになる。

この積分前の各画素１４ａの放射線検出量に基づく画像が微分位相画像であり、当該微分位相画像を積分した値に基づく画像が位相差画像となる。

具体的には、制御装置３１１は、微分位相画像の出力時においては、Ｘ線が被写体Ｈを透過したことによる縞Ｓの変位量を求めるために、Ｘ線検出器１４における隣接する２画素１４ａ間の放射線量の出力差と出力和との比に相当する値に基づいて変形相当量を求め、変形相当量と微分位相量との関係を示すＬＵＴを通すことで微分位相画像を算出して、表示装置３３１に出力する。

また、制御装置３１１は、位相差画像の出力時においては、微分位相画像を積分して位相差画像を算出し、表示装置３３１に出力する。

なお、上記した微分位相画像の算出方式とは別に、被写体Ｈのない状態でＸ線源２から照射されたＸ線に基づくＸ線検出器１４の各画素１４ａの検出結果と、被写体Ｈがある状態でＸ線源２から被写体Ｈを透過したＸ線に基づくＸ線検出器１４の各画素１４ａの検出結果との比較結果に基づいて、Ｘ線が被写体Ｈを透過したことによる縞Ｓの変位量を求め、微分位相画像を算出することも可能である。

図１４は、被写体Ｈの有無による縞Ｓ_ｎの変位を表す説明図である。この図１４に示すように、被写体Ｈの有無により縞Ｓ_ｎが変位するため、隣接する画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}の信号出力値も変化することになる。ここで、図１４（ａ）に示す被写体なしの場合の画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}の信号出力値を各々Ｒ_ｎ，ｍ、Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}とし、図１４（ｂ）に示す被写体ありの場合の画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}の信号出力値を各々Ｔ_ｎ，ｍ、Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}とすると、被写体Ｈによる変形相当量Ｈ_ｎ，ｍは、式（１６）で表される。

Ｈ_ｎ，ｍ＝（Ｔ_ｎ，ｍ−Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｒ_ｎ，ｍ−Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）・・・（１６）
各画素１４ａに対する変形相当量Ｈ_ｎ，ｍに対して、予め求められている変形相当量と微分位相量との関係を表すＬＵＴを通すことで、微分位相画像が求められ、その微分位相画像をｘ軸に沿って積分することで、位相差画像が求められることになる。

また、吸収画像の出力時においては、制御装置３１１は、Ｘ線検出器１４における隣接する２画素１４ａ間の放射線量の出力和に相当する値に基づいて吸収画像を算出し、表示装置３３１に出力する。具体的には、式（１７）（１８）により、２画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}間の平均出力に基づいて吸収画像Ｋ_ｎ，ｍ、Ｋ_{ｎ＋１，ｍ}を算出する。

Ｋ_ｎ，ｍ＝（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）／２・・・（１７）
Ｋ_{ｎ＋１，ｍ}＝（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）／２・・・（１８）
そして、位相エッジ効果を有する吸収画像の出力時においては、制御装置３１１は、Ｘ線検出器１４における隣接する２画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}間の放射線量の出力和に相当する値と、隣接する２画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}間の出力差と出力和との比に相当する値とから位相エッジ効果を有する吸収画像を算出する。具体的には、画素Ｐ_ｎ，ｍの信号出力Ｅ_ｎ，ｍを式（１９）により算出し、画素Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}の信号出力Ｅ_{ｎ＋１，ｍ}を式（２０）により算出する。

Ｅ_ｎ，ｍ＝｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）／２｝×｛１−（Ｔ_ｎ，ｍ−Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）＋（Ｒ_ｎ，ｍ−Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）｝・・・（１９）
Ｅ_{ｎ＋１，ｍ}＝｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）／２｝×｛１＋（Ｔ_ｎ，ｍ−Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｒ_ｎ，ｍ−Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）｝・・・（２０）
これら微分位相画像、位相差画像、吸収画像、位相エッジ効果を有する吸収画像の算出流れを、図１５のデータフローダイアグラムに示す。

Ｘ線撮影６２１は、撮影指示信号を受けると、Ｘ線撮影をして、当該撮影によってＸ線検出器１４が、検出画像データに固有の撮影ＩＤを付与した検出画像データを出力する処理である。

オフセット・ゲイン補正処理６２２は、撮影装置本体部８の制御装置３１１が、Ｘ線撮影６２１で得られた検出画像データに対してＸ線検出器１４に特有のＸ線検出器１４の画素毎のオフセット・ゲイン特性のバラツキを補正して、オフセット・ゲイン補正済検出データを作成する処理である。

演算元画像データの保存処理６２３は、制御装置３１１が、オフセット・ゲイン補正処理６２２で作成されたオフセット・ゲイン補正済検出データを、内部記憶装置に、演算元画像データとして保存する処理である。

変形相当量算出処理６２４は、制御装置３１１が、演算元画像データから変形相当量画像データを算出する処理である。このとき、例えば、前述のように、式（１６）を用いて変形相当量画像データを算出してもよい。

微分位相画像算出処理６２５は、制御装置３１１が、変形相当量算出処理６２４で算出された変形相当量画像データから、微分位相画像データを算出する処理である。このとき、例えば前述のようにＬＵＴ変換して微分位相画像データを算出してもよい。

微分位相画像データの保存処理６２６は、制御装置３１１が、微分位相画像算出処理６２５で算出された微分位相画像データを、内部記憶装置に保存する処理である。

ＩＤ付与ファイル化処理６２７は、制御装置３１１が、微分位相画像データの保存処理６２６で内部記憶装置に記憶された微分位相画像データに、オーダＩＤを付与してファイル化して、微分位相画像ファイルを出力する処理である。このとき、撮影ＩＤに基づいて、撮影ＩＤとオーダＩＤとの対応関係から、オーダＩＤを付与することが、同一の検出画像データから得られた画像に共通のオーダＩＤが付与されるので好ましい。

微分位相画像ファイルの保存処理６２８は、制御装置３１１が、ＩＤ付与ファイル化処理６２７で出力されたオーダＩＤの付与された微分位相画像ファイルを、画像記憶部３５１に保存する処理である。これで、一連の処理が終了される。

積分処理６２９は、制御装置３１１が、微分位相画像データの保存処理６２６で内部記憶装置に保存された微分位相画像データに対して積分処理を施し、位相差画像データを算出する処理である。このとき、例えば前述のようにｘ軸に沿って積分することで位相差画像データを求めてもよい。

位相差画像データの保存処理６３０は、制御装置３１１が、積分処理６２９で求められた位相差画像データを内部記憶装置に保存する処理である。

ＩＤ付与ファイル化処理６３１は、制御装置３１１が、位相差画像データの保存処理６３０で内部記憶装置に記憶された位相差画像データにオーダＩＤを付与してファイル化して、位相差画像ファイルを出力する処理である。このとき、撮影ＩＤに基づいて、撮影ＩＤとオーダＩＤとの対応関係から、オーダＩＤを付与することが、同一の検出画像データから得られた画像に共通のオーダＩＤが付与されるので好ましい。

位相差画像ファイルの保存６３２は、制御装置３１１が、ＩＤ付与ファイル化処理６３１で出力された位相差画像ファイルを、画像記憶部３５１に保存する処理である。これで、一連の処理が終了される。

吸収画像算出処理６３３は、制御装置３１１が、演算元画像データの保存処理６２３で内部記憶装置に記憶された演算元画像データから、吸収画像データを算出する処理である。このとき、例えば前述のようにＸ線照射量分布の縞が跨ぐ２画素の出力信号を平均化して吸収画像データを算出してもよい。

吸収画像データの保存処理６３４は、制御装置３１１が、吸収画像算出処理６３３で算出された吸収画像データを、内部記憶装置に保存する処理である。

ＩＤ付与ファイル化処理６３５は、制御装置３１１が、吸収画像データの保存処理６３４で内部記憶装置に記憶された吸収画像データに、オーダＩＤを付与してファイル化して、吸収画像ファイルを出力する処理である。このとき、撮影ＩＤに基づいて、撮影ＩＤとオーダＩＤとの対応関係から、オーダＩＤを付与することが、同一の検出画像データから得られた画像に共通のオーダＩＤが付与されるので好ましい。

吸収画像ファイルの保存処理６３６は、制御装置３１１が、ＩＤ付与ファイル化処理６３５で出力された吸収画像ファイルを、画像記憶部３５１に保存する処理である。これで、一連の処理が終了される。

位相エッジ効果を有する吸収画像算出処理６３７は、制御装置３１１が、演算元画像データの保存処理６２３で内部記憶装置に記憶された演算元画像データから、位相エッジ効果を有する吸収画像を算出する処理である。このとき、例えば前述のように式（１９）、（２０）を用いて位相エッジ効果を有する吸収画像データを算出してもよい。

位相エッジ効果を有する吸収画像データの保存処理６３８は、制御装置３１１が、位相エッジ効果を有する吸収画像算出処理６３７で算出された位相エッジ効果を有する吸収画像データを、内部記憶装置に一時保存する処理である。

ＩＤ付与ファイル化処理６３９は、制御装置３１１が、位相エッジ効果を有する吸収画像データの保存処理６３８で内部記憶装置に記憶された位相エッジ効果を有する吸収画像データに、オーダＩＤを付与してファイル化して、位相エッジ効果を有する吸収画像ファイルを出力する処理である。このとき、撮影ＩＤに基づいて、撮影ＩＤとオーダＩＤとの対応関係から、オーダＩＤを付与することが、同一の検出画像データから得られた画像に共通のオーダＩＤが付与されるので好ましい。

位相エッジ効果を有する吸収画像ファイルの保存６４０は、制御装置３１１が、ＩＤ付与ファイル化処理６３９で出力された位相エッジ効果を有する吸収画像ファイルを、画像記憶部３５１に保存する処理である。これで、一連の処理が終了される。

なお、上述の説明では、制御装置３１１が、Ｘ線検出器１４から出力された検出画像データから、オフセットゲイン補正して演算元画像データを作成し、演算元画像データから微分位相画像、位相差画像、吸収画像、位相エッジ効果を有する吸収画像を算出したが、制御装置３１１とは別体のコンソールで、演算元画像データから微分位相画像、位相差画像、吸収画像、位相エッジ効果を有する吸収画像を算出するようにしても良い。また、演算や処理の分担は上述の例に限らない。

以上のように、本第２実施形態によれば、被写体Ｈを透過したＸ線を１つのＸ線屈折レンズアレイ７００によって、Ｘ線検出器１４の複数の画素１４ａのうち、隣接する２画素１４ａにまたがるように離散的な縞に絞っているので、少なくとも２つの回折格子が必要なタルボ干渉計方式と比較しても、簡単な構成で位相画像を検出することができる。これにより、タルボ干渉計方式よりも簡単な構成で、被写体ＨのＸ線吸収が少ない組織であっても、密度差の大きい異なる組織間や、気体・組織間の境界を高いコントラストで捉えることが可能となる。

また、制御装置３１１が、隣接する２画素１４ａ間の出力差と出力和との比に相当する値に基づいて微分位相画像を算出するので、Ｘ線が被写体Ｈを透過することによる離散的な縞の変位量が考慮された微分位相画像が算出されることになる。

そして、制御装置３１１によって、隣接する２画素１４ａ間の出力和に相当する値に基づいて吸収画像が算出されるので、微分位相画像とともに位相エッジ効果を有する吸収画像をも一度の撮影で算出することができる。

さらに、制御装置３１１によって、隣接する２画素間の出力和に相当する値と、隣接する２画素間の出力差と出力和との比に相当する値とから位相エッジ効果を有する吸収画像が算出されるので、微分位相画像、吸収画像とともに位相エッジ効果を有する吸収画像も一度の撮影で算出することができる。

また、制御装置３１１によって、微分位相画像が積分されて位相差画像が算出されるので、微分位相画像、吸収画像、位相エッジ効果を有する吸収画像とともに、位相差画像をも一度の撮影で算出することができる。

また、本第２実施形態では、Ｘ線画像を出力する装置としてＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイなどの表示装置３３１を例示して説明したが、これ以外にも、Ｘ線画像をフィルムや紙等の媒体にプリントするプリント式の出力装置であってもよい。

また、本第２実施形態では、断面が放物線状の凹曲面７２０を備えたＸ線屈折レンズ７１０を例示して説明したが、レンズの形状は、Ｘ線を屈折させるものであればこれに限定されるものではなく、例えば、図１６に示すように対向する面に形成され、互いに直交する凹曲面７４、７５によりＸ線を屈折させるレンズ７１Ａ（特開２００１−３３７１９７号公報参照）や、図１７に示すように、対向する段状面７６によりＸ線を屈折させるレンズ７１Ｂ（特表２００３−５０５６７７号公報参照）や、図１９に示すように、断面円形状の曲面７７を有するＸ線屈折レンズ９ａを複数Ｘ線光軸方向（ｚ方向）に配列することで形成したＸ線屈折レンズ群７１Ｃ（特開２００２−１３１４８８号公報、特許２５２６４０９号公報参照）や、断面楕円形状の曲面を有するＸ線屈折レンズを複数、Ｘ線光軸方向に配列することで形成したＸ線屈折レンズ群（米国特許第６７１８００９号公報参照）等が挙げられる。

また、本第２実施形態では、Ｘ線屈折レンズ７１０が１層であるＸ線屈折レンズアレイ７００を例示して説明したが、例えば、図１８に示すように、Ｘ線屈折レンズ７１０を複数積層したＸ線屈折レンズアレイ７００Ａであってもよい。これにより、Ｘ線光軸方向に複数のＸ線屈折レンズ７１０が並べて設けられたＸ線屈折レンズ群を形成することができ、１層のものよりも高い耐久性を確保することができる。

そして、本第２実施形態では、Ｘ線屈折レンズ７１０によって、Ｘ線を離散的な縞状に絞る場合を例示して説明しているが、離散的なドット状に絞るものであってもよい。

図２０は、Ｘ線を離散的なドット状に絞るＸ線屈折レンズアレイ７００Ｂの一例を示す説明図であり、（ａ）は正面図、（ｂ）は（ａ）のＲ−Ｒ断面図、（ｃ）は（ａ）のＱ−Ｑ断面図である。この図２０（ａ）に示すように、Ｘ線屈折レンズアレイ７００Ｂは、複数のＸ線屈折レンズ７１２がマトリクス状に配置されている。各Ｘ線屈折レンズ７１２は、Ｘ線源２側に向けて凹んだ、断面がＸ線光軸を回転中心とした放物線の回転体形状の凹曲面７２０ａと、Ｘ線検出器１４側に向けて凹んだ、断面がＸ線光軸を回転中心とした放物線の回転体形状の凹曲面７３０ａとが対向するように形成されていて、これら凹曲面７２０ａ、７３０ａによりＸ線が屈折されることになる。これにより、各Ｘ線屈折レンズ７１２は、それぞれに入射したＸ線を集光してＸ線検出器１４のＸ線画像検出面１４０上に、Ｘ線照射量分布のドットを形成する。

図２１は、被写体の有無による、上述したＸ線画像検出面１４０上のＸ線照射量分布のドットの変位を表す説明図である。図２１（ａ）に、被写体の無い状態の例を、図２１（ｂ）に被写体が有る例を示す。ここで、「Ｘ線照射量分布のドットが隣接する２画素間にまたがる」とは、各ドットでの最大照射量の半分以上の照射量の微小領域をドット領域と呼ぶと、例えば図２１（ａ）に示すように、Ｘ線屈折レンズアレイ７００Ｂによる屈折方向のｘ方向・ｙ方向の両方において、ドット領域Ｄ_ｎ，ｍが、ｘ方向に隣接する２画素×ｙ方向に隣接する２画素の合計４画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}内に跨っていて、かつ、４画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}内に収まり、隣のドット領域Ｄ_{ｎ＋２，ｍ}、Ｄ_{ｎ，ｍ＋２}、Ｄ_{ｎ＋２，ｍ＋２}に隣接する画素まで跨っていないことである。

これは、ｘ方向とｙ方向の両方において、Ｘ線検出器の画素サイズの１／３以下の幅の孔を有するＸ線遮蔽板をＸ線検出器の画素サイズの１／３以下の所定量ずつずらして、被写体の無い状態で、通常のＸ線照射条件と同じ条件でＸ線照射することで測定できる。

図２１に示すように、被写体の有無によりＸ線照射量分布のドットＤ_ｎ，ｍが変位するため、ドットＤ_ｎ，ｍに隣接する４画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}の信号出力値も変化することになる。ここで、被写体なしの場合の画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}の信号出力値を各々Ｒ_ｎ，ｍ、Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}とし、被写体ありの場合の画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}の信号出力値を各々Ｔ_ｎ，ｍ、Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}とすると、被写体によるｘ方向の変形相当量Ｈｘ_ｎ，ｍ、被写体によるｙ方向の変形相当量Ｈｙ_ｎ，ｍは、式（２１）、（２２）で表される。

Ｈｘ_ｎ，ｍ＝｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}）−（（Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}）−（Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）・・・（２１）
Ｈｙ_ｎ，ｍ＝｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）−（（Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）・・・（２２）
各画素に対するｘ方向の変形相当量Ｈｘ_ｎ，ｍ、ｙ方向の変形相当量Ｈｙ_ｎ，ｍに対して、各々、予め求められているｘ方向の変形相当量と微分位相量との関係を表すＬＵＴ、ｙ方向の変形相当量と微分位相量との関係を表すＬＵＴを通すことで、ｘ方向の微分位相画像、ｙ方向の微分位相画像が求められ、そのｘ方向の微分位相画像をｘ軸に沿って積分することでｘ方向の位相差画像が求められ、また、そのｙ方向の微分位相画像をｙ軸に沿って積分することでｙ方向の位相差画像が求められる。

また、制御装置３１１が、Ｘ線検出器１４におけるドットＤ_ｎ，ｍに隣接する４画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}間の放射線量の出力和に相当する値に基づいて、吸収画像Ｋ_ｎ，ｍ、Ｋ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｋ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｋ_{ｎ＋１，ｍ＋１}を算出する。具体的には、式（２３）により求められた、ドットＤ_ｎ，ｍに隣接する４画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}間の平均出力Ｈ_ｎ，ｍに基づいて吸収画像を算出する。

Ｋ_ｎ，ｍ＝Ｋ_{ｎ＋１，ｍ}＝Ｋ_{ｎ，ｍ＋１}＝Ｋ_{ｎ＋１，ｍ＋１}＝（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）／４・・・（２３）
そして、制御装置３１１が、Ｘ線検出器１４におけるドットＤ_ｎ，ｍに隣接する４画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}間の放射線量の出力和に相当する値と、ドットＤ_ｎ，ｍに隣接する４画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}間の出力差と出力和との比に相当する値とから位相エッジ効果を有する吸収画像を算出する。具体的には、画素Ｐ_ｎ，ｍ、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｐ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｐ_{ｎ＋１，ｍ＋１}の信号出力Ｅ_ｎ，ｍ、Ｅ_{ｎ＋１，ｍ}、Ｅ_{ｎ，ｍ＋１}、Ｅ_{ｎ＋１，ｍ＋１}を式（２４）〜（２７）により算出する。

Ｅ_ｎ，ｍ＝（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）／４×［１−｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}）−（Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}）−（Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）］×［１−｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）］・・・（２４）
Ｅ_{ｎ＋１，ｍ}＝（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）／４×［１＋｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}）−（Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}）−（Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）］×［１−｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）］・・・（２５）
Ｅ_{ｎ，ｍ＋１}＝（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）／４×［１−｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}）−（Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}）−（Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）］×［１＋｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）］・・・（２６）
Ｅ_{ｎ＋１，ｍ＋１}＝（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）／４×［１＋｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}）−（Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}）−（Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）］×［１＋｛（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｔ_ｎ，ｍ＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｔ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｔ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）−｛（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}）−（Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）｝／（Ｒ_ｎ，ｍ＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ}＋Ｒ_{ｎ，ｍ＋１}＋Ｒ_{ｎ＋１，ｍ＋１}）］・・・（２７）
また、これ以外にも、例えば図２２に示すように、Ｘ線をドット状に絞るための多数のＸ線透過部９０を備えたアパーチャ９１を、被写体ＨのＸ線源２Ａ側に配置することで、当該アパーチャ９１によって、Ｘ線がＸ線検出器１４上に離散的なドット状となるように絞られることになる。この場合においても、タルボ干渉計方式よりも簡単な構成で、被写体ＨのＸ線吸収が少ない組織であっても、密度差の大きい異なる組織間や、気体・組織間の境界を高いコントラストで捉えることが可能となる。

１００、１０１ Ｘ線画像システム
１ Ｘ線撮影手段
２ Ｘ線源
３ コンソール
２０ アクチュエータ
３１ 制御装置
３２ 入力装置
３３ 表示装置
３５ 画像記憶部
４ 第一回折格子
４１ 基板
４２ 回折部材
４３ 保持部材
５ 第二回折格子
５１ 基板
５２ 回折部材
５３ 保持部材
７ 回折格子保持構造体
８ 撮影装置本体部
１４ Ｘ線検出器
１４０ Ｘ線画像検出面
７００ Ｘ線屈折レンズアレイ
７１０ Ｘ線屈折レンズ
Ｈ 被写体

Claims (1)

1. Ｘ線源と、前記Ｘ線源から照射され被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間に配置される複数の格子と、を有し、前記Ｘ線源、前記被写体及び前記Ｘ線検出器の相対位置関係を一定に保ち、縞走査法による一連のＸ線撮影で複数のモアレ縞画像を取得するＸ線撮影手段と、
   前記複数のモアレ縞画像に基づいて、それぞれ異なるアルゴリズムを用いて診断用画像である吸収画像、微分位相画像、位相差画像を生成する生成手段と、
   当該吸収画像、微分位相画像、位相差画像を同時または逐次に表示する表示手段と、
   を備えることを特徴とするタルボ方式のＸ線画像システム。

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