JP5935693B2 - 医用画像表示方法 - Google Patents

Description

本発明は、医用画像表示方法に関する。

診断に用いられる医療用のＸ線画像のほとんどは、吸収コントラスト法による画像である。吸収コントラスト法は、Ｘ線が被写体を透過したときのＸ線強度の減衰の差によりコントラストを形成する。一方、Ｘ線の吸収ではなく、Ｘ線の位相変化によってコントラストを得る位相コントラスト法が提案されている。例えば、拡大撮影時のＸ線の屈折を利用したエッジ強調によって視認性の高いＸ線画像を得る位相コントラスト撮影が行われている（例えば、特許文献１、２参照）。

吸収コントラスト法は骨等のＸ線吸収が大きい被写体の撮影に有効である。これに対し、位相コントラスト法はＸ線吸収差が小さく、吸収コントラスト法によっては画像として現れにくい乳房の組織や関節軟骨、関節周辺の軟部組織をも画像化することが可能であり、Ｘ線画像診断への適用が期待されている。

位相コントラスト撮影の１つとして、タルボ効果を利用するタルボ干渉計も検討されている（例えば、特許文献３〜５）。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、得られたモアレの画像を演算することによって被写体の再構成画像を得ることが可能である。

また、Ｘ線源と第１格子間にマルチスリットを設置し、Ｘ線の照射線量を増大させるタルボ・ロー干渉計も提案されている（例えば、特許文献６参照）。従来のタルボ・ロー干渉計は、第１格子又は第２格子を移動しながら（両格子を相対移動させながら）、一定周期間隔のモアレ画像を複数撮影するものであり、マルチスリットは、Ｘ線量の増大のために設けられている。

また、本願出願人は、タルボ・ロー干渉計において、マルチスリットを第１格子及び第２格子に対して移動せしめることで機械精度の良い走査を可能とし、高精細な画像を得ることができるシステムについて日本特許出願２００９−２１４４８３（ＰＣＴ／ＪＰ２０１０／５３９７８）において出願した。また、本願出願人は、タルボ・ロー干渉計において高精細な画像を得ることができるシステムについて日本特許出願２０１０−０６１９９３等（ＰＣＴ／ＪＰ２０１１／０５３９０４）において出願した。

モアレ画像から再構成画像を作成する手法としては、上述のようにタルボ干渉計、タルボ・ロー干渉計により得られた一定周期間隔の複数のモアレ画像から縞走査法により再構成画像を作成するものの他、一枚のモアレ画像からフーリエ変換法を用いて再構成画像を作成する手法も知られている（例えば、非特許文献１参照）。フーリエ変換法により得られる再構成画像は縞走査法に比べて空間分解能が落ちるものの、縞走査法のように複数枚のモアレ画像を必要としない。そのため、撮影時間の短縮、複数回の撮影の間に於ける被写体の体動の影響の抑制を図ることができる。さらに撮影時の機構動作がなくなるため、格子或いはマルチスリットの送り機構の誤差による偽像も無くなる。

ところで、Ｘ線画像を用いて一の患者の経過観察を行う場合、当該患者の過去の画像と同一ポジショニング、同一撮影条件で撮影を行い、医師が比較読影をしやすいように今回撮影した診断画像と過去画像との両方を並べて表示することがしばしば行われている（例えば、特許文献７参照）。

また、ある病変の有無、例えば、乳房における腫瘤や石灰化の有無を診断する時、診断対象の患者のＸ線画像とともに、疑いのある病変の典型的な症例画像、教示画像、正常画像等を並べて表示することで診断精度を向上させるようにすることも行われている。

診断画像に対して、過去画像や症例画像等の参照画像をどの位置に配置すれば診断精度が向上するかについては、病変の種類に応じて異なる。また、比較対象とする参照画像は複数の場合もある。いずれにしても、診断画像と参照画像は表示画面上で物理的に離間して並列表示されるので、比較読影を行う場合、診断画像と参照画像との間での視線を往復させることになり、視線の移動量が増え、疲労の要因となる。また、各画像間で視線を移動させる毎に、医師は画像間の注目領域の位置関係を意識して診断しなければならず、これも疲労の要因の一つとなっている。

そこで、比較読影時における視線の移動量を低減させるため、比較する画像を一つの表示手段の画面上に毎秒１コマから５コマの間の表示速度で繰り返し表示する技術が提案されている（例えば、特許文献８参照）

特開２００７−２６８０３３号公報 特開２００８−１８０６０号公報 特開昭５８−１６２１６号公報 国際公開第２００４／０５８０７０号パンフレット 特開２００７−２０３０６３号公報 国際公開第２００８／１０２８９８号パンフレット 特開２０１０−５１５２３号公報 特開２００６−００６４３５号公報

M. Takeda, H．Ina, and S．Kobayashi,「Fourier-Transform Methode of Fringe-Pattern Analysis for Computer-Based Topography and Interferometry」J.Opt.Soc.Am.72,156（1982） 山田朝治、横関俊介編著「モアレ縞・干渉縞応用計測法」、コロナ社、１９９６年１２月１０日

特許文献８に記載の技術においては、表示する各画像の被写体領域や注目領域の位置を合わせる処理が必須となる。しかし、その精度を１００％にすることは技術的に不可能であり、位置合わせの精度不足によりかえって診断効率の低下や誤診の可能性が考えられる。

本発明の課題は、比較読影時の医師の視線移動がなく、かつ、診断精度を向上させることのできる医用画像表示方法を提供することである。

上記課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、
画像処理手段と、表示手段と、表示制御手段と、を備える医用画像表示システムの医用画像表示方法であって、
前記画像処理手段により、Ｘ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線の照射軸方向と直交する方向に配列された第１格子及び第２格子と、被写体台と、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線検出器と、を有する縞走査型撮影装置、又はフーリエ変換型撮影装置において被写体を撮影することにより取得された画像信号に基づいて、Ｘ線吸収画像、微分位相画像、及び小角散乱画像を作成する画像処理工程と、
前記表示制御手段により、前記画像処理工程において作成されたＸ線吸収画像を前記表示手段に表示する第１の表示工程と、
前記表示制御手段により、前記画像処理工程において作成された微分位相画像、及び小角散乱画像のうちいずれか１つを前記表示手段の同一位置に前記Ｘ線吸収画像に替えて当該画像を切替表示する第２の表示工程と、
前記表示制御手段により、前記画像処理工程において作成された微分位相画像、及び小角散乱画像のうちの残る画像を前記表示手段の同一位置に前記画像に替えて前記切替表示する第３の表示工程と、
を含む。

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、
前記医用画像表示システムに更に備えられた異常陰影候補検出手段が、前記画像処理工程で生成された少なくとも１つの画像に対して、異常陰影候補検出処理を行う工程を有し、
前記表示制御手段により、前記異常陰影候補検出処理が行われた画像が前記表示手段に表示される時、当該画像と共に、前記異常陰影候補検出処理の結果を表示する。

請求項３に記載の発明は、請求項１に記載の発明において、
前記医用画像表示システムに更に備えられた異常陰影候補検出手段が、前記画像処理工程で生成された各画像に対して、同一アルゴリズムで異常陰影候補検出処理を行う工程を有し、
前記表示制御手段により、前記各画像と共に、前記異常陰影候補検出処理の結果を前記表示手段に表示する。

本発明によれば、比較読影時の医師の視線移動がなく、かつ、診断精度を向上させることのできる医用画像表示方法を提供することが可能となる。

本実施形態に係る医用画像表示システム（Ｘ線撮影装置の側面図を含む）を示す図である。 マルチスリットの平面図である。 ホルダーにマルチスリットを保持した状態の平面図及び側面図である。 マルチスリット回転部の平面図及び側面図である。 被写体ホルダーの平面図である。 被写体ホルダーの側面図である。 格子回転部の平面図である。 第１格子及び第２格子を装着した状態の格子回転部の平面図及び側面図である。 図１の保持部における格子回転部の保持部分を拡大して示した平面図である。 図７ＡにおけるＥ−Ｅ´断面図である。 保持部に格子回転部を保持した状態を示す図である。 第１格子及び第２格子とＸ線検出器とを一体的に回転可能な回転トレイを示す断面図である。 本体部の機能的構成を示すブロック図である。 コントローラ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。 Ｘ線撮影装置の制御部による撮影制御処理を示すフローチャートである。 図１１のステップＳ２で実行される第１の撮影モード処理を示すフローチャートである。 図１１のステップＳ２で実行される第１の撮影モード処理を示すフローチャートである。 図１１のステップＳ３で実行される第２の撮影モード処理を示すフローチャートである。 図１１のステップＳ３で実行される第２の撮影モード処理を示すフローチャートである。 コントローラの制御部により実行される縞走査法による再構成画像作成・表示処理を示すフローチャートである。 コントローラの制御部により実行される縞走査法による再構成画像作成・表示処理を示すフローチャートである。 複数のモアレ画像間のＸ線強度変動補正を説明するための図である。 ５ステップの撮影により得られるモアレ画像を示す図である。 各ステップのモアレ画像の注目画素のＸ線相対強度を示すグラフである。 吸収画像の一例を示す図である。 微分位相画像の一例を示す図である。 小角散乱画像の一例を示す図である。 図１４ＢのステップＳ２２において表示部に再構成画像を表示する際の表示方法の一例を示す図である。 図１４ＢのステップＳ２２において表示部に再構成画像を表示する際に併せて参照画像を表示する場合の表示方法の他の例を示す図である。 コントローラの制御部により実行されるフーリエ変換法による再構成画像作成・表示処理を示すフローチャートである。 第２の撮影モードで撮影された被写体有りのモアレ画像の一例を示す図である。 図２２Ａのモアレ画像を二次元フーリエ変換した結果を示す図である。 第２の撮影モードで撮影された被写体無しのモアレ画像の一例を示す図である。 図２３Ａのモアレ画像を二次元フーリエ変換した結果を示す図である。 格子のスリット方向を縦に配置したときの格子方向、第１の撮影モードにおいて撮影された干渉縞、第２の撮影モードにおいて撮影された干渉縞、第２の撮影モードにおいて撮影された干渉縞をフーリエ変換した結果、を示す図である。 格子のスリット方向を横に配置したときの格子方向、第１の撮影モードにおいて撮影された干渉縞、第２の撮影モードにおいて撮影された干渉縞、第２の撮影モードにおいて撮影された干渉縞をフーリエ変換した結果、を示す図である。 格子のスリット方向を斜めに配置したときの格子方向、第１の撮影モードにおいて撮影された干渉縞、第２の撮影モードにおいて撮影された干渉縞、第２の撮影モードにおいて撮影された干渉縞をフーリエ変換した結果、を示す図である。 フーリエ変換して得られた０次成分をＨａｎｎｉｎｇ窓で切り出した例を示す図である。 フーリエ変換して得られた１次成分をキャリア周波数分シフトさせて、Ｈａｎｎｉｎｇ窓で切り出した例を示す図である。 改良型フーリエ変換法における窓の一例を示す図である。 縞走査法により得られた被写体の再構成画像の一例を示す図である。 改良型フーリエ変換法により得られた再構成画像の一例を示す図である。 従来のフーリエ変換法により得られた再構成画像の一例を示す図である。 図２１のステップＳ４３において表示部に再構成画像を表示する際に併せて参照画像を表示する場合の表示方法の他の例を示す図である。 表示されている画像に対し検出感度の高い検出アルゴリズムで異常陰影候補の検出を行った場合のＣＡＤ結果の表示例を示す図である。 表示されている画像に対し検出感度の低い検出アルゴリズムで異常陰影候補の検出を行った場合のＣＡＤ結果の表示例を示す図である。 乳房画像の表示態様の一例を示す図である。 乳房画像の表示態様の他の例を示す図である。

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、本実施形態に係る医用画像表示システムを示す。医用画像表示システムは、Ｘ線撮影装置１とコントローラ５を備える。Ｘ線撮影装置１は、縞走査型撮影装置として機能する第１の撮影モードと、フーリエ変換型撮影装置として機能する第２の撮影モードとを有する装置である。縞走査型撮影装置は、縞走査法による再構成画像用にタルボ・ロー干渉計により複数ステップで撮影を行い、複数のモアレ画像を生成するものである。フーリエ変換型撮影装置は、フーリエ変換法による再構成画像用に１又は２方向で撮影を行い、１又は２のモアレ画像を生成するものである。
本実施形態においては、Ｘ線撮影装置１は、手指を被写体として撮影する装置として説明するが、これに限定されるものではない。

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。

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、一般的に放射線科の撮影室の高さは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４００〜２５００（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３００〜５０００（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４００〜５０００（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Ｃ型の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（昇降）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ｚ方向（重力方向）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。

マルチスリット１２は回折格子であり、図２Ａに示すように複数のスリットが所定間隔で配列されて設けられている。この複数のスリットは、Ｘ線照射軸方向（図１のｚ方向）と直交する方向（図２Ａに白矢印で示す）に配列されている。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２Ａ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（各スリットのスリット配列方向の長さ）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方向の高さ）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ｗ_０（μｍ）、第１格子１４のスリット周期をｗ_１（μｍ）とすると、スリット周期ｗ_０は下記式により求めることができる。
ｗ_０＝ｗ_１・（ｄ３＋ｄ４）／ｄ４
当該式を満たすように周期ｗ_０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。

マルチスリット１２は、図２Ｂに示すように、ラック１２ａを有するホルダー１２ｂに保持されている。ラック１２ａは、マルチスリット１２のスリット配列方向に設けられている。ラック１２ａは、後述する駆動部１２２のピニオン１２２ｃと係合し、ピニオン１２２ｃの回転（位相角）に応じてホルダー１２ｂに保持されたマルチスリット１２をスリット配列方向に移動させるためのものである。

本実施形態において、Ｘ線撮影装置１には、マルチスリット回転部１２１及び駆動部１２２が設けられている。マルチスリット回転部１２１は、第１格子１４及び第２格子１５のＸ線照射軸周りの回転に応じてマルチスリット１２をＸ線照射軸周りに回転させるための機構である。駆動部１２２は、複数のモアレ画像の撮影のためにマルチスリット１２をスリット配列方向に移動させるための機構である。

図３に、マルチスリット回転部１２１及び駆動部１２２の平面図及びＡ−Ａ´断面図を示す。

図３に示すように、マルチスリット回転部１２１は、モータ部１２１ａ、ギア部１２１ｂ、ギア部１２１ｃ、支持部１２１ｄ等を備えて構成されている。モータ部１２１ａ、ギア部１２１ｂ、ギア部１２１ｃは、支持部１２１ｄを介して保持部１７に保持されている。
モータ部１２１ａは、マイクロステップ駆動に切り替え可能なパルスモータであり、制御部１８１（図８参照）からの制御に応じて駆動され、ギア部１２１ｂを介してギア部１２１ｃをＸ線照射軸（図３に一点鎖線Ｒで示す）を中心として回転させる。ギア部１２１ｃは、ホルダー１２ｂに保持されたマルチスリット１２を装着するための開口部１２１ｅを有している。ギア部１２１ｃを回転させることにより、開口部１２１ｅに装着されたマルチスリット１２をＸ線照射軸周りに回転させ、マルチスリット１２のスリット配列方向を可変することができる。なお、撮影において、マルチスリット１２は０°〜９０°程度回転できればよいので、ギア部１２１ｃは全周にある必要はなく、図３に２点鎖線で示す範囲（正逆回転方向にそれぞれ９０°）で回転できればよい。
開口部１２１ｅは、ホルダー１２ｂに保持されたマルチスリット１２を上部から嵌め込むことが可能な形状及びサイズとなっている。ここでは、開口部１２１ｅにおけるスリット配列方向のサイズｗ４はホルダー１２ｂにおけるスリット配列方向のサイズＷ２より若干大きくなっており、マルチスリット１２をスリット配列方向にスライドさせることが可能となっている。なお、開口部１２１ｅにおけるスリット配列方向に直交する方向のサイズｗ３は、ホルダー１２ｂにおけるスリット配列方向に直交する方向のサイズＷ１との精密嵌合可能な寸法としており、ホルダー１２ｂを開口部１２１ｅに装着すると、ホルダー１２ｂに設けられたラック１２ａは開口部１２１ｅの外に、後述するピニオン１２２ｃと係合可能に配置される。

駆動部１２２は、マルチスリット周期に応じ０．１μｍ〜数十μｍ単位でマルチスリット１２をスリット配列方向に移動させる精密減速機等を備えて構成される。駆動部１２２は、例えば、図３に示すように、モータ部１２２ａ、ギア部１２２ｂ、ピニオン１２２ｃ等を備えて構成され、図示しないＬ字型板金等によりマルチスリット回転部１２１のギア部１２１ｃに固定されている。これにより、マルチスリット１２と駆動部１２２は一体的に回転されるようになっている。
モータ部１２２ａは、例えば、制御部１８１からの制御に応じて駆動され、ギア部１２２ｂを介してピニオン１２２ｃを回転させる。ピニオン１２２ｃは、マルチスリット１２のラック１２ａと係合して回転することで、マルチスリット１２をスリット配列方向に移動させる。

図１に戻り、被写体台１３は、被写体である手指を載置するための台である。被写体台１３は、患者の肘が載置できる高さに設けられていることが好ましい。このように、患者の肘まで載置できるように構成することで、患者は楽な姿勢となり、比較的長時間にわたる撮影の間に、指先の撮影部位の動きを低減させることができる。

また、被写体台１３には、被写体を固定するための被写体ホルダー１３０が設けられている。被写体ホルダー１３０は、被写体に応じて着脱可能である。図４Ａに示すように、被写体ホルダー１３０は、手のひらで掴みやすいマウスのような楕円形状１３１のついた板状の部材である。上記楕円形状１３１は、その断面を側面から観察すると、図４Ｂに示すように、手のひらサイズのなだらかな凸曲面となっており、患者が手のひらで楕円形状１３１を掴むことで、被写体が疲れにくい状態で被写体の下方への動きを抑制することができる。

被写体ホルダー１３０が場所によってＸ線複素屈折率の不均一な形状又は厚みを有している場合、Ｘ線検出器１６に到達するＸ線量は被写体ホルダー１３０のＸ線複素屈折率が不均一であることによってムラが生じる。
被写体ホルダー１３０上には、更に被写体姿勢を安定させるため、指間スペーサ１３３を備えることが好ましい。また、患者毎に手や指間の大きさは異なるので、患者毎の手のひらの形状に合わせて被写体ホルダー１３０を作成しておき、撮影時には、その患者用の被写体ホルダー１３０を被写体台１３にマグネット等で取り付けることが好ましい。腕から手首までの荷重は被写体台１３が支えるので、被写体ホルダー１３０は指先部分の加重と患者が上方から押さえる力に耐えるものであればよく、安価で量産が可能なプラスチック成形とすることが可能である。

図１に戻り、第１格子１４は、マルチスリット１２と同様にＸ線照射軸方向であるz方向と直交する方向に複数のスリットが配列されて設けられた回折格子である。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（ｚ方向の高さ）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／４〜３×π／４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）・ｗ_１ ^２／λ
なお、ｍは整数であり、λはＸ線の波長である。

上記条件は第１格子１４がπ／２型格子であること、つまり、第１格子のＸ線遮蔽部とＸ線透過部の素材による位相差がπ／２近傍にある場合の例を述べたが、第１格子１４はπ型を用いても良く、使用する格子の型式に応じた条件を演算すればよい。

第２格子１５は、マルチスリット１２と同様に、Ｘ線照射軸方向であるｚ方向と直交する方向に複数のスリットが配列されて設けられた回折格子である。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のスリット配列方向と第２格子１５のスリット配列方向とは、ｘ−ｙ平面内で所定角度だけ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。また、本実施形態において、第１格子１４及び第２格子１５は、円盤状である。

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Ｘ線管の焦点径；３００（μｍ）、管電圧：４０（ｋＶｐ）、付加フィルタ：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）

本実施形態において、第１格子１４及び第２格子１５は格子回転部２１０に装着されている。図５に、格子回転部２１０の平面図を示す。図６に、第１格子１４及び第２格子１５が装着された状態の格子回転部２１０の平面図及びＤ−Ｄ´断面図を示す。

図５に示すように、格子回転部２１０は、回転トレイ２１２上に、ハンドル２１１、相対角調整部２１３、ストッパー２１４等を備えて構成されている。

回転トレイ２１２は、第１格子１４及び第２格子１５を保持するための開口部２１２ａを有している。
ここで、本実施形態において、第１格子１４は、複数のスリットが配列されてなる円形状の格子部１４０と、この格子部１４０を開口部２１２ａに取り付けるための第１ホルダー部１４１及び第２ホルダー部１４２と、により構成されている（図６参照）。第１ホルダー部１４１は、格子部１４０の外周に取り付けられた、開口部２１２ａと略同じ半径（外周の半径）の部材であり、第１格子１４の装着時に開口部２１２ａと嵌合する。第２ホルダー部１４２は、第１ホルダー部１４１より更に外側に取り付けられた、開口部２１２ａよりやや半径（外周の半径）の大きい部材である。第２ホルダー部１４２は、その外周の一部がギア加工されている。また、第２ホルダー部１４２の外周の所定位置には、突起部１４２ａが設けられている。
第２格子１５は、複数のスリットが配列されてなる円形状の格子部１５０と、この格子部１５０を開口部２１２ａに取り付けるためのホルダー部１５１と、により構成されている。ホルダー部１５１は、開口部２１２ａの半径と略同様の半径を有する円盤状の部材である。格子部１５０はホルダー部１５１の中央部上面に保持されている（図６参照）。

回転トレイ２１２に第１格子１４及び第２格子１５を装着する際には、まず、第２格子１５が開口部２１２ａの底面に嵌め込まれる。次に、第１格子１４が第２格子１５の上から開口部２１２ａに嵌め込まれる。これにより、図６に示す状態で回転トレイ２１２に第１格子１４及び第２格子１５が保持される。

開口部２１２ａに保持された第１格子１４及び第２格子１５は、撮影モードに応じて相対角調整部２１３により互いのスリット方向の相対角度が調整される。
ここで、Ｘ線撮影装置１は、縞走査法による再構成画像用に複数ステップで撮影を行う第１の撮影モードと、フーリエ変換法による再構成画像用に１又は２方向で撮影を行う第２の撮影モードとを有している。縞走査法用の撮影において要求される第１格子１４のスリット方向と第２格子１５のスリット方向との相対角度は第２格子の周期と画像サイズと縞の本数に依存する。縞走査法においては、モアレ画像における干渉縞の本数が少ないほど、また、干渉縞が鮮明なほど、このモアレ画像に基づいて作成される再構成画像が鮮明となることが知られている（非特許文献２参照）。そこで、第２格子の周期を５．３μm、６０ｍｍ角の画像の中に干渉縞が０〜３本程度にすると仮定すると、相対角度は０度〜±０．０１５度とする必要がある。一方、フーリエ変換法用の撮影において要求される第１格子１４のスリット方向と第２格子１５のスリット方向との相対角度はＸ線検出器１６の画素ピッチと空間分解能に依存する。一般的に使用される検出器（空間分解能３０μｍ〜２００μｍ）とすると、その相対角度は０．４度〜３度とする必要がある。よって、第１の撮影モードと第２の撮影モードを切り替えて撮影を行うためには、撮影モードに応じて第１格子と第２格子の相対角度を調整する必要がある。しかし、例えば、上記構成において、縞走査法の角度の０．００５度のずれは、縞１周期分に相当する。縞走査法で常に縞が広がった状態を維持するためには、ミリ度の精度での調整が要求されるため、手動で第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向の相対角度を調整するのは困難である。
そこで、Ｘ線撮影装置１においては、相対角調整部２１３により、操作部１８２で設定された撮影モードに応じて第１格子１４と第２格子１５の相対角度を自動的に調整することが可能となっている。

図５、６に示すように、相対角調整部２１３は、モータ部２１３ａ、第１ギア２１３ｂ、第２ギア２１３ｃ、レバー２１３ｄにより構成されている。モータ部２１３ａは、第２ギア２１３ｃと係合し、制御部１８１からの制御に応じて第２ギア２１３ｃを回転させる。第２ギア２１３ｃは、レバー２１３ｄを介してその中心が第１ギア２１３ｂの中心と接続されており、その円周が第１ギア２１３ｂと係合している。第２ギア２１３ｃがモータ部２１３ａの駆動に応じて回転すると、第１ギア２１３ｂが第２ギア２１３ｃの中心を回転軸として第２ギア２１３ｃの周囲に沿って回転移動して第１格子１４の第２ホルダー部１４２のギア部分と係合し、第２格子１５を回転させることなく第１格子１４をＸ線照射軸周りに回転させることが可能となっている。

本実施形態においては、工場出荷時に、第２ホルダー部１４２の突起部１４２ａが回転トレイ２１２上に設けられたストッパー（凸状の突起）２１４に突き当たったときに第１格子１４と第２格子１５のスリット方向の相対角度が第１の撮影モード時（縞走査法用の撮影モード）に最適な相対角となるように、ストッパー２１４の位置及び第１格子１４と第２格子１５の相対角度が予め調整されて開口部２１２ａに装着されている。第２の撮影モード（フーリエ変換用の撮影モード）が設定されると、第１格子１４と第２格子の相対角度が第２の撮影モードに最適となるように制御部１８１により相対角調整部２１３のパルスモータを採用したモータ部２１３ａが駆動（通電制御）される。これにより、第２ギア２１３ｃを介して第１ギア２１３ｂが回転して第２ホルダー部１４２のギア部分に係合し、第１格子１４と第２格子１５のスリット方向の相対角度が第２の撮影モードに最適となるように第２ホルダー部１４２が回転される。その後、当該パルスモータへの通電状態を可変させ、後述するバネ力に打ち勝つモータ自己保持力（励磁力）を発揮させる程度の通電状態（駆動時の定格電流の５０％未満等）とすることで、第２ホルダー部１４２を当該位相に維持することができる。
なお、このときの回転角度は１度程度と小さいため、まず、モータ部２１３ａのパルスモータにより、突起部１４２ａが基準位置２１５にくるまで反時計周りに第２ホルダー部１４２を回転させ、突起部１４２ａが基準位置２１５に来たことが図示しないセンサにより検知されたら、第２ホルダー部１４２の回転方向を時計回りに切り替えてマイクロステップ駆動より第２ホルダー部１４２を回転させることが好ましい。
第２ホルダー部１４２は図示しないバネに付勢されており、モータ部２１３ａの駆動により第１ギア２１３ｂと第２ホルダー部１４２との係合が解除されると、バネの付勢力により突起部１４２ａがストッパー２１４の位置に戻る。即ち、第１格子１４と第２格子１５が第１の撮影モードに最適な相対角度に戻る。

以上のようにして、第１格子１４と第２格子１５の相対角度が撮影モードに応じた角度に調整される。
格子回転部２１０は、また、相対角度が調整された第１格子１４及び第２格子１５を被写体に対してＸ線照射軸周り（図６に点線Ｒで示す）に一体的に回転させることができる。
ここで、１次元格子（スリット）を用いるタルボ干渉計及びタルボ・ロー干渉計では、第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向と平行に線状に延びる構造物は鮮明に撮影することができないという特性がある。よって、被写体の注目すべき構造物の配置方向に応じて、第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向の角度を調整する必要がある。格子回転部２１０は、以下の機構により第１格子１４及び第２格子１５をその相対角度を維持したまま一体的にＸ線照射軸周りに回転させ、被写体の注目すべき構造物の配置方向に対する第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向の角度を調整することができる。

回転トレイ２１２には、上述のように、ハンドル２１１が設けられている。ハンドル２１１は、撮影技師等のオペレータがＸ線照射軸（図６に点線Ｒで示す）を軸として回転トレイ２１２を手動で回転させるための突起である。また、回転トレイ２１２は、回転トレイ２１２の回転角度を固定するための凹部２１２ｂ〜２１２ｅを有している。凹部２１２ｂ〜２１２ｅは、予め０°と定められた位置（ここでは凹部２１２ｂがトレイ固定部材１７１ｂのボールと対向する位置を０°の位置とする）から所定の回転角度にある位置（ここでは、０°、３０°、６０°、９０°）に設けられている。凹部２１２ｂ〜２１２ｅのそれぞれには、角度検知センサＳＥ１〜ＳＥ４が設けられており、トレイ固定部材１７１ｂと係合したことを検知して制御部１８１にその検知信号を出力する。
このように、回転トレイ２１２を手動で回転させるので、患者が触れる範囲に第１格子１４及び第２格子１５を一体的に回転させるための電気コード等を設ける必要がなく、安全性を確保することができる。

なお、本実施形態では、回転トレイ２１２が０°に設定されたときの第１格子１４及び第２格子１５の位置（角度）をホームポジションとする。また、第１格子１４及び第２格子１５がホームポジションであるときの第１格子１４のスリット方向とマルチスリット１２のスリット方向が平行である位置（角度）をマルチスリット１２のホームポジションとする。

図７Ａは、保持部１７における格子回転部２１０の保持部分１７１を拡大して示した平面図であり、図７Ｂは、図７ＡにおけるＥ−Ｅ´断面図である。図７Ｃは、保持部１７に格子回転部２１０を保持した状態を示す図である。
図７Ａ、図７Ｂに示すように、保持部分１７１には、格子回転部２１０の回転トレイ２１２と精密嵌合するサイズであり、回転トレイ２１２を回転可能に保持する開口部１７１ａと、回転トレイ２１２の回転角度を固定するためのトレイ固定部材１７１ｂと、が設けられている。開口部１７１ａの底部とＸ線検出器１６の載置部の間は、Ｘ線の透過を妨げないように、中空とするか又はＸ線透過率の高いアルミやカーボン等とすることが好ましい。トレイ固定部材１７１ｂは、凹部２１２ｂ〜２１２ｅの何れかがトレイ固定部材１７１ｂと対向するように位置したときにその対向する凹部に係合するボールと、ボールを図７Ａ、図７Ｂの矢印方向に誘導するための図示しないスライドガイド（押圧バネのガイド）により構成されている。凹部２１２ｂ〜２１２ｅの何れかがトレイ固定部材１７１ｂと対向する位置で回転トレイ２１２の回転が停止すると、トレイ固定部材１７１ｂのスライドガイドにより、対向している凹部にボールが係合するとともに、凹部に設けられた角度検知センサ（ＳＥ１〜ＳＥ４の何れか）によりボールの係合が検知されて制御部１８１に検知信号が出力される。これにより、制御部１８１は、回転トレイ２１２の回転角度、即ち、第１格子１４及び第２格子１５の回転角度を検知できるようになっている。

また、図７Ｄに示すように、回転トレイ２１２の開口部２１２ａの下部に、Ｘ線検出器１６の装着部２１２ｆを設け、第１格子１４及び第２格子１５とＸ線検出器１６とを一体として回転させることができるようにしてもよい。このようにすれば、Ｘ線検出器１６の縦横方向の鮮鋭性の異方性の影響を受けることがないので、再構成画像の縦横の鮮鋭性を第１格子１４及び第２格子１５の回転角度によらずに概ね一定とすることができる。

図１に戻り、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。ＦＰＤにはＸ線をシンチレータを介して光電変換素子により電気信号に変換する間接変換型、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Ｇｄ_２Ｏ_２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。

Ｘ線撮影時のＦＰＤによる一連の処理を説明する。
まずＦＰＤはリセットを行い、前回の撮影（読取）以降に残存する不要な電荷を取り除く。その後、Ｘ線の照射が開始するタイミングで電荷の蓄積が行われ、Ｘ線の照射が終了するタイミングで蓄積された電荷が画像信号として読み取られる。なお、リセットの直後や画像信号の読み取り後等に、オフセット補正用のダーク読み取りを行う。

本体部１８は、図８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、Ｘ線撮影装置１の各部を制御するとともに各種処理を実行する。例えば、制御部１８１は、後述する撮影制御処理をはじめとする各種処理を実行する。

操作部１８２は曝射スイッチや撮影条件等の入力操作に用いるキー群の他、表示部１８３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画像をコントローラ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画像を記憶する。

コントローラ５は、オペレータ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５は、Ｘ線撮影装置１により得られたモアレ画像を用いて診断用の再構成画像を作成する画像処理部として機能する。

コントローラ５は、図９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、後述する縞走査法による再構成画像作成・表示処理、フーリエ変換法による再構成画像作成・表示処理をはじめとする各種処理を実行する。

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。本実施形態において、操作部５２は、例えば、図１４ＢのステップＳ２２や図２１のステップＳ４３において表示する画像の種類や画像の表示の切り替えタイミング等を部位毎やユーザ（医師）毎に設定することができる。

表示部５３は、例えば、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等のモニタ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、Ｘ線撮影装置１の動作状況、作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、ＲＩＳ、ＨＩＳ等や図示しない予約装置より予約されたオーダを示す撮影オーダ情報を記憶している。撮影オーダ情報は、患者名、撮影部位、撮影モード等の情報である。
また、記憶部５５は、操作部５２により設定された設定情報、例えば、図１４ＢのステップＳ２２や図２１のステップＳ４３において表示する画像の種類や画像の表示の切替タイミング等を部位情報やユーザＩＤに対応付けて記憶する。
また、記憶部５５は、Ｘ線検出器１６によって得られたモアレ画像、モアレ画像に基づき作成された診断用の再構成画像を撮影オーダ情報に対応付けて記憶する。
また、記憶部５５は、病変の典型的な症例を示す参照画像（詳細後述）を病変名及び画像の種類（縞走査法ｏｒフーリエ変換法、吸収画像ｏｒ微分位相画像ｏｒ小角散乱画像）等と対応付けて記憶する。
更に、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。

コントローラ５においては、操作部５２の操作により撮影オーダ情報の一覧表示が指示されると、制御部５１により、記憶部５５から撮影オーダ情報が読み出されて表示部５３に表示される。操作部５２により撮影オーダ情報が指定されると、指定された撮影オーダ情報に応じた撮影条件（撮影モードを含む）の設定情報やＸ線源１１のウォームアップの指示等が通信部５４によりＸ線撮影装置１に送信される。これにより、Ｘ線撮影装置１に撮影モードが設定される。即ち、コントローラ５は、撮影モードを設定する設定部として機能する。また、Ｘ線検出器１６がケーブルレスのカセッテ型ＦＰＤ装置である場合には、制御部５１は、内部バッテリ消耗防止の為のスリープ状態から、撮影可能状態に起動せしめる。
Ｘ線撮影装置１においては、通信部１８４によりコントローラ５から撮影条件の設定情報等が受信されると、Ｘ線撮影準備が実行される。

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（第１の撮影モードの撮影方法）を説明する。
図１０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が平行に配置され、当該第２格子１５はその格子方向が第１格子１４の格子方向と平行な位置からわずかに傾けられているので、第２格子１５を透過したＸ線によりモアレ画像Ｍが得られる。Ｘ線源１１と第１格子１４間に被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線の位相がずれるため、図１０に示すようにモアレ画像Ｍ上の干渉縞は被写体Ｈの辺縁を境界に乱れる。この干渉縞の乱れを、モアレ画像Ｍ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及びタルボ・ロー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。

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、複数のモアレ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画像を複数得る。
なお、第２の撮影モードによりモアレ画像を得る場合には、マルチスリット１２の移動は行わず、１回撮影又は被写体とスリット方向を９０度回転させて２回撮影を行う。

図１１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。撮影制御処理は、制御部１８１と記憶部１８５に記憶されているプログラムの協働により実行される。

まず、コントローラ５から受信された設定情報に基づいて、第１の撮影モード（縞走査法用）と第２の撮影モード（フーリエ変換法用）の何れの撮影モードが設定されているかが判断される（ステップＳ１）。第１の撮影モードが設定されていると判断されると（ステップＳ１；第１の撮影モード）、第１の撮影モード処理が実行される（ステップＳ２）。一方、第２の撮影モードが設定されていると判断されると（ステップＳ１；第２の撮影モード）、第２の撮影モード処理が実行される（ステップＳ３）。

図１２Ａ〜図１２Ｂは、図１１のステップＳ２においてＸ線撮影装置１の制御部１８１により実行される第１の撮影モード処理を示すフローチャートである。第１の撮影モード処理は、制御部１８１と記憶部１８５に記憶されているプログラムの協働により実行される。

ここで、第１の撮影モードでのＸ線撮影には上述のタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影方法が用いられ、被写体像の再構成には縞走査法が用いられる。Ｘ線撮影装置１では、制御部１８１の制御により駆動部１２２が駆動及び停止されることによりマルチスリット１２が等間隔毎に複数ステップ移動され、ステップ毎に撮影が行われて、各ステップのモアレ画像が得られる。

ステップ数は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)）。

図１２Ａ〜図１２Ｂに示すように、まず、制御部１８１により、Ｘ線源１１がウォームアップ状態に切り替えられる（ステップＳ１０１）。
次いで、格子回転部２１０の相対角調整部２１３が制御され、第１格子１４と第２格子１５の相対角度が第１の撮影モードに最適となるように（突起部１４２ａがストッパー２１４に接触する位置にくるように）第１格子１４が回転される。これにより、第１格子１４と第２格子１５の相対角度が調整される（ステップＳ１０２）。

次いで、オペレータの操作に応じて第１格子１４及び第２格子１５が一体的に回転され、被写体に対する第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向が設定される（ステップＳ１０３）。即ち、撮影技師等のオペレータは、格子回転部２１０のハンドル２１１を回転させ、被写体台１３に載置された被写体の注目すべき構造物の配置方向に応じて第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向を設定する。ハンドル２１１の回転が停止し、トレイ固定部材１７１ｂのバネ附勢されたボールの係合により位置固定されると、角度検知センサＳＥ１〜ＳＥ４の何れかから制御部１８１に検知信号が出力され、制御部１８１において、設定されたスリット方向に対応する、格子回転部２１０の回転トレイ２１２（即ち、第１格子１４及び第２格子１５）のホームポジションからの回転角度が取得される。

次いで、第１格子１４及び第２格子１５の回転角度に応じて、マルチスリット回転部１２１のモータ部１２１ａがパルスにより制御され、第１格子１４及び第２格子１５の回転角度に応じてマルチスリット１２が回転される（ステップＳ１０４）。例えば、モータ部１２１ａのパルスモータが制御され、マルチスリット１２のホームポジションからの回転角度が回転トレイ２１２回転角度近傍（例えば、回転トレイ２１２が３０°に設定された場合は２９°ぐらい）まで一気に回転される。

次いで、モータ部１２１ａがマイクロステップ精密制御に切り替えられ、マルチスリット１２を少しずつ回転させながら複数の回転角度で撮影が行われて調整用の複数のモアレ画像が生成される（ステップＳ１０５）。例えば、回転トレイ２１２が３０°に設定された場合は、マルチスリット１２を２９．５°、３０°、３０．５°の３つの回転角度に設定してＸ線源１１により低線量Ｘ線が照射され、撮影が行われる。これにより、調整用の３つのモアレ画像が取得される。なお、ステップＳ１０５においては、被写体を被写体台１３に載置しない状態で撮影が行われる。

撮影された調整用の複数のモアレ画像は、マルチスリット１２の回転角度に対応付けて、並べて表示部１８３に表示される（ステップＳ１０６）。

ここで、上述のように、第１格子１４と第２格子１５の相対角度は干渉縞本数が最小となるようにステップＳ１０２で調整されているので、ステップＳ１０３においては、回転トレイ２１２の回転によりその相対角度を保ったまま第１格子１４及び第２格子１５が回転される。しかし、第１格子１４及び第２格子１５を載置した回転トレイ２１２が回転し、マルチスリット１２と第１格子１４及び第２格子１５との相対角度が変化すると、干渉縞（すなわちモアレ）の鮮明性が変化してしまう。そこで、マルチスリット１２と第１格子１４及び第２格子１５、即ち、これらを載置した回転トレイ２１２との相対角度を調整する必要がある。
一般的には、マルチスリット１２と第１格子１４との相対角度が少ないほど、干渉縞の鮮明性の高いモアレ画像が得られる。しかし、マルチスリット１２は発熱部であるＸ線源１１近傍に配置されるので熱影響を受けやすい。そのため、マルチスリット１２の変形等を考慮して、マルチスリット１２を回転トレイ２１２と同じ角度だけ回転させるだけでなく、モータ部１２１ａをマイクロステップ駆動させてステップＳ１０５〜Ｓ１０８における微調整を行うことが有効である。

オペレータは、ステップＳ１０６で表示部１８３に表示されたモアレ画像を観察し、干渉縞が最も鮮明な回転角度を撮影に用いる回転角度として選択する。なお、ここでは、干渉縞の鮮明性はオペレータの目視により観察するが、干渉縞の鮮明性の度合いを示す鮮明度は、後述するサインカーブ（図１７参照）における極大値をＭＡＸ、極小値をＭＩＮとした場合、下記の式で表すことができる。この干渉縞の鮮明度を用いてオペレータではなく、プログラムで自動的に最大値となる回転角度を設定しても良い。
干渉縞の鮮明度＝（ＭＡＸ−ＭＩＮ）／（ＭＡＸ＋ＭＩＮ）＝振幅／平均値

操作部１８２により、マルチスリット１２の回転角度が入力されると（ステップＳ１０７；ＹＥＳ）、モータ部１２１ａが再駆動され、マルチスリット１２のホームポジションからの回転角度が入力された回転角度となるようにマルチスリット１２の位置が微調整される（ステップＳ１０８）。

マルチスリット１２の回転角度の調整後、被写体台１３に被写体が載置され、オペレータにより曝射スイッチがＯＮ操作されると（ステップＳ１０９；ＹＥＳ）、駆動部１２２によりマルチスリット１２がそのスリット配列方向に移動され、複数ステップの撮影が実行され、被写体有りの複数のモアレ画像が生成される（ステップＳ１１０）。
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、制御部１８１の制御により駆動部１２２が起動され、マルチスリット１２の移動が開始される。所定量移動すると駆動部１２２が停止されることによりマルチスリットの移動が停止され、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。読み取られた画像信号はモアレ画像として本体部１８に出力される。

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。

従来のように第２格子１５（又は第１格子１４）を移動させる場合、第２格子１５のスリット周期は比較的小さく、各ステップの移動量も小さくなるが、マルチスリット１２のスリット周期は第２格子１５よりも比較的大きく、各ステップの移動量も大きい。例えば、スリット周期５．３（μｍ）の第２格子１５のステップ毎の移動量は１．０６（μｍ）であるのに対し、スリット周期２２．８（μｍ）のマルチスリット１２の移動量は４．５６（μｍ）と約４倍の大きさである。同一の駆動伝達系（駆動源、減速伝達系を含む）を使用し、各ステップの撮影に際し、駆動部１２２の起動と停止を繰り返して撮影を行った場合、移動用のパルスモータ（駆動源）の制御量（駆動パルス数）に対応した実際の移動量に占める、起動時及び停止時の駆動部１２２のバックラッシュ等の影響による移動量誤差の割合は、本実施形態のようにマルチスリット１２を移動させる方式の方が小さくなる。これは、後述するサインカーブに沿ったモアレ画像を得やすく、起動及び停止を繰り返しても高精細な再構成画像が得られることを示している。或いは、従来方式による画像でも充分診断に適合する場合には、モータ（駆動源）を含む駆動伝達系全体の精度（特に、起動特性及び停止特性）を緩和し、駆動伝達系を構成する部品のコストダウンが可能であることを示している。

各ステップの撮影が終了すると、本体部１８の通信部１８４からコントローラ５に、各ステップのモアレ画像が送信される（ステップＳ１１１）。本体部１８からコントローラ５に対しては各ステップの撮影が終了する毎に１枚ずつ被写体有りのモアレ画像が送信される。

次いで、Ｘ線検出器１６においてダーク読み取りが行われ、被写体有り画像データ補正用のダーク画像（オフセット補正データ）が取得される（ステップＳ１１２）。ダーク読み取りは、少なくとも１回行われる。又は、複数回のダーク読み取りを行ってその平均値をダーク画像として取得してもよい。ダーク画像は、通信部１８４からコントローラ５に送信される（ステップＳ１１３）。当該ダーク読取に基づくオフセット補正データは、各モアレ画像信号の補正に共通に用いられる。
尚、ダーク画像の取得は、各ステップのモアレ画像取得後に、当該ステップのダーク読取を行って、各ステップ専用のオフセット補正データを生成することとしても良い。

次いで、オペレータによる曝射スイッチのＯＮ操作待ち状態となる（ステップＳ１１４）。ここで、オペレータは、被写体無しのモアレ画像を作成できるように、被写体台１３から被写体を取り除いて患者を退避させる。被写体無しの撮影の準備が完了したら、曝射スイッチを押下する。

曝射スイッチが押下されると（ステップＳ１１４；ＹＥＳ）、駆動部１２２によりマルチスリット１２がそのスリット配列方向に移動され、被写体無しで複数ステップの撮影が実行され、被写体無しの複数のモアレ画像が生成される（ステップＳ１１５）。各ステップの撮影が終了すると、本体部１８の通信部１８４からコントローラ５に、各ステップのモアレ画像が送信される（ステップＳ１１６）。本体部１８からコントローラ５に対しては各ステップの撮影が終了する毎に通信部１８４により１枚ずつ被写体無しのモアレ画像が送信される。

次いで、Ｘ線検出器１６においてダーク読み取りが行われ、被写体無しのダーク画像が取得される（ステップＳ１１７）。ダーク読み取りは、少なくとも１回行われる。又は、複数回のダーク読み取りを行ってその平均値をダーク画像として取得してもよい。ダーク画像は、通信部１８４からコントローラ５に送信され（ステップＳ１１８）、一つの撮影オーダに対する一連の撮影は終了する。
尚、ダーク画像の取得は、各ステップのモアレ画像取得後に、当該ステップのダーク読取を行って、各ステップ専用のオフセット補正データを生成することとしても良い。
なお、被写体無しの複数のモアレ画像及びダーク読取は被写体有りの撮影直後に実施されることが精度的に最も好ましいが、被写体画像の再構成までの時間短縮をはかるために、始業開始等に事前に取得しておいたデータを用いることとしても良い。
コントローラ５においては、通信部５４によりモアレ画像が受信されると、受信されたモアレ画像が撮影開始時に指定された撮影オーダ情報と対応付けて記憶部５５に記憶される。

図１３Ａ〜図１３Ｂは、図１１のステップＳ３においてＸ線撮影装置１の制御部１８１により実行される第２の撮影モード処理を示すフローチャートである。第２の撮影モード処理は、制御部１８１と記憶部１８５に記憶されているプログラムの協働により実行される。

図１３Ａ〜図１３Ｂに示すように、まず、制御部１８１により、Ｘ線源１１がウォームアップ状態に切り替えられる（ステップＳ２０１）。
次いで、格子回転部２１０の相対角調整部２１３が制御され、第１格子１４と第２格子１５の相対角度が第２の撮影モードに最適となるように（突起部１４２ａがホームポジションから所定角度回転した位置にくるように）調整される（ステップＳ２０２）。

次いで、ステップＳ２０３〜ステップＳ２０８の処理が行われる。ステップＳ２０３〜Ｓ２０８の処理は、図１２ＡのステップＳ１０３〜１０８で説明したものと同様であるので説明を援用する。

被写体台１３に被写体が載置され、オペレータにより曝射スイッチがＯＮ操作されると（ステップＳ２０９；ＹＥＳ）、撮影が実行され、被写体有りのモアレ画像が生成される（ステップＳ２１０）。即ち、Ｘ線源１１から放射線が照射され、Ｘ線検出器１６において読み取りが行われる。なお、第２の撮影モードでは、駆動部１２２は停止されたままの状態で、マルチスリット１２を移動させることなく、１枚のみの撮影が行われる。
撮影が終了すると、本体部１８の通信部１８４からコントローラ５に撮影により得られたモアレ画像が送信される（ステップＳ２１１）。

次いで、Ｘ線検出器１６においてダーク読み取りが行われ、被写体有り画像データ補正用のダーク画像（オフセット補正データ）が取得される（ステップＳ２１２）。ダーク読み取りは、少なくとも１回行われる。又は、複数回のダーク読み取りを行ってその平均値をダーク画像として取得してもよい。ダーク画像は、通信部１８４からコントローラ５に送信される（ステップＳ２１３）。当該ダーク読取に基づくオフセット補正データは、モアレ画像信号の補正に共通に用いられる。

次いで、オペレータによる曝射スイッチのＯＮ操作待ち状態となる（ステップＳ２１４）。ここで、オペレータは、被写体無しのモアレ画像を作成できるように、被写体台１３から被写体を取り除いて患者を退避させる。被写体無しの撮影の準備が完了したら、曝射スイッチを押下する。

曝射スイッチが押下されると（ステップＳ２１４；ＹＥＳ）、被写体無しで撮影が実行され、被写体無しのモアレ画像が生成される（ステップＳ２１５）。ステップＳ２１５においてもステップＳ２１０と同様に、駆動部１２２は停止されたままの状態で、マルチスリット１２を移動させることなく、１枚のみの撮影が行われる。
撮影が終了すると、本体部１８の通信部１８４からコントローラ５に、モアレ画像が送信される（ステップＳ２１６）。

次いで、Ｘ線検出器１６においてダーク読み取りが行われ、被写体無しのダーク画像が取得される（ステップＳ２１７）。ダーク読み取りは、少なくとも１回行われる。又は、複数回のダーク読み取りを行ってその平均値をダーク画像として取得してもよい。ダーク画像は、通信部１８４からコントローラ５に送信され（ステップＳ２１８）、一つの撮影オーダに対する一連の撮影は終了する。
なお、被写体無しの複数のモアレ画像及びダーク読取は被写体有りの撮影直後に実施されることが精度的に最も好ましいが、被写体画像の再構成までの時間短縮をはかるために、始業開始等に事前に取得しておいたデータを用いることとしても良い。

コントローラ５の制御部５１においては、通信部５４によりモアレ画像が受信されると、現在処理対象となっている撮影オーダ情報において設定されている撮影モードが第１の撮影モードである場合は縞走査法による再構成画像作成・表示処理が実行され、第２の撮影モードである場合はフーリエ変換法による再構成画像作成・表示処理が実行される。

図１４Ａ〜図１４Ｂは、制御部５１により実行される縞走査法による再構成画像作成・表示処理を示すフローチャートである。縞走査法による再構成画像作成・表示処理は、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、ステップＳ１１〜Ｓ１３においては、被写体有りの複数のモアレ画像及び被写体無しの複数のモアレ画像のそれぞれについて、Ｘ線検出器１６の各画素のバラツキを補正するための補正処理が実行される。具体的には、オフセット補正処理（ステップＳ１１）、ゲイン補正処理（ステップＳ１２）、欠陥画素補正処理（ステップＳ１３）が実行される。

ステップＳ１１においては、被写体有り画像データ補正用のダーク画像に基づいて、被写体有りの各モアレ画像にオフセット補正が施される。被写体無し画像データ補正用のダーク画像に基づいて、被写体無しの各モアレ画像にオフセット処理が施される。ステップＳ１２においては、撮影に用いられたＸ線検出器１６に対応するゲイン補正データが記憶部５５から読み出され、読み出されたゲイン補正データに基づいて、各モアレ画像にゲイン補正が施される。
ステップＳ１３においては、撮影に用いられたＸ線検出器１６に対応する欠陥画素マップ（欠陥画素位置を示すデータ）が記憶部５５から読み出され、各モアレ画像における欠陥画素位置マップで示す位置の画素値（信号値）が周辺画素により補間算出される。

次いで、複数のモアレ画像間でＸ線強度変動補正（トレンド補正）が行われる（ステップＳ１４）。縞走査法では、複数のモアレ画像に基づいて１枚の再構成画像が作成される。そのため、各モアレ画像の撮影において照射されるＸ線強度にゆらぎ（変動）があると精巧な再構成画像が得られず、微細な信号の変化が見落とされてしまう可能性がある。そこで、ステップＳ１４においては、複数のモアレ画像における撮影時のＸ線強度変動による信号値差を補正する処理が行われる。
具体的な処理としては、各モアレ画像の予め定められた１点の画素の信号値を用いて補正する方法、各モアレ画像間におけるＸ線検出器１６の所定方向の信号値差を補正する（一次元補正する）方法、各モアレ画像間における２次元方向の信号値差を補正する（二次元補正する）方法、の何れであってもよい。

１点の画素の信号値を用いて補正する方法では、まず、図１５に示すように複数のモアレ画像のそれぞれについて、Ｘ線検出器１６のモアレ画像領域（被写体配置領域）１６１外の直接Ｘ線領域に対応する予め定められた位置Ｐにある画素の信号値が取得される。次いで、１枚目のモアレ画像（例えば、被写体有りの最初に撮影されたモアレ画像）が２枚目以降の上記取得された位置Ｐの画素の平均信号値で規格化され、規格化後の位置Ｐの値に基づいて２枚目以降の各モアレ画像の補正係数が算出される。そして、２枚目以降の各モアレ画像に補正係数が乗算されることにより、Ｘ線強度変動が補正される。この補正方法では、各撮影間の全体的なＸ線強度の変動を容易に補正することができる。なお、Ｘ線検出器１６の裏側に、Ｘ線照射量を検知するセンサ等の検知手段を設け、検知手段から出力される各モアレ画像撮影時のＸ線照射量に基づいて、各モアレ画像間における撮影時のＸ線強度変動に起因する信号値差を補正することとしてもよい。

一次元補正では、まず、複数のモアレ画像のそれぞれについて、予め定められた行Ｌ１（行は、Ｘ線検出器１６における読み取りライン方向をさす）の画素の平均信号値が算出される。次いで、１枚目のモアレ画像が２枚目以降の画素の平均信号値で規格化され、規格化後の行Ｌ１と２枚目以降の行Ｌ１の各画素の信号値に基づいて、２枚目以降の各モアレ画像の行方向の補正係数が算出される。そして、２枚目以降の各モアレ画像に行方向の位置に応じた補正係数が乗算されることにより、行方向のＸ線強度変動が補正される。この補正方法では、各撮影間の一次元方向のＸ線強度の変動を容易に補正することができる。例えば、或る撮影において、Ｘ線源１１による照射タイミングとＸ線検出器１６の読み取りタイミングのずれが生じた場合に、これにより生じるＸ線検出器１６の読み取りライン方向のＸ線強度変動等を補正することができる。

二次元補正では、まず、複数のモアレ画像のそれぞれについて、予め定められた行Ｌ１、列Ｌ２（列は、Ｘ線検出器１６における読み取りライン方向と直交する方向をさす）のそれぞれにおける画素の平均信号値が算出される。次いで、１枚目のモアレ画像が２枚目以降の行Ｌ１の画素の平均信号値で規格化され、規格化後の行Ｌ１と２枚目以降の行Ｌ１の各画素の信号値に基づいて、２枚目以降の各モアレ画像の行方向の補正係数が算出される。同様に、１枚目のモアレ画像が２枚目以降の列Ｌ２の画素の平均信号値で規格化され、規格化後の列Ｌ２と２枚目以降の列Ｌ２の各画素の信号値に基づいて、２枚目以降の各モアレ画像の列方向の補正係数が算出される。そして行方向と列方向の補正係数が掛け合わされて２枚目以降の各モアレ画像の各画素の補正係数が算出される。そして、各画素に行方向及び列方向の補正係数が乗算されることにより、二次元方向のＸ線強度変動が補正される。この補正方法では、各撮影間の二次元方向のＸ線強度の変動を容易に補正することができる。

次いで、モアレ画像の解析が行われ（ステップＳ１５）、再構成画像の作成に使用できるか否かが判断される（ステップＳ１６）。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１６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周期分のモアレ画像５枚が得られる。各ステップのモアレ画像は０．２周期という一定周期間隔毎に縞走査をした結果であるので、各モアレ画像の任意の１画素に注目すると、その信号値を正規化して得られるＸ線相対強度は、図１７に示すようにサインカーブを描く。よって、コントローラ５は得られた各ステップのモアレ画像のある画素に注目してＸ線相対強度を求める。各モアレ画像から求められたＸ線相対強度が、図１７に示すようなサインカーブを形成すれば、一定周期間隔のモアレ画像が得られているので、再構成画像の作成に使用できると判断することができる。
なお、上記サインカーブ形状は、マルチスリット１２の開口幅、第１格子１４及び第２格子１５の周期、及び第１格子及び第２格子の格子間距離に依存し、また、放射光のようなコヒーレント光の場合には三角波形状となるが、マルチスリット効果によりＸ線が準コヒーレント光として作用する為、サインカーブを描くものとなる。ステップＳ１５の解析は、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像についてそれぞれ行われる。

各ステップのモアレ画像の中にサインカーブを形成できないモアレ画像がある場合、再構成画像の作成に使用できないと判断され（ステップＳ１６；ＮＯ）、撮影のタイミングを変更して再撮影するよう指示する制御情報がコントローラ５からＸ線撮影装置１に送信される（ステップＳ１７）。例えば、図１７に示すように、３ステップ目は本来０．４周期のところ、周期がずれて０．３５周期のモアレ画像が得られた場合であれば、駆動部１２２の送り精度の低下が原因（例えば、パルスモータの駆動パルスへのノイズ重畳等）と考えられる。よって、０．０５周期分だけ撮影のタイミングを早めて３ステップ目のみ再撮影を行うよう指示すればよい。或いは、５ステップ全てについて再撮影し、３ステップ目のみ０．０５周期分の撮影時間を早めるように指示してもよい。５ステップ全てのモアレ画像が所定量ずつサインカーブからずれている場合、駆動部１２２の起動から停止までの駆動パルス数を増やすか、或いは減らすように指示してもよい。
Ｘ線撮影装置１では、当該制御情報に従って撮影のタイミングが調整され、再撮影が実行される。

一方、再構成画像の作成にモアレ画像を使用できると判断された場合（ステップＳ１６；ＹＥＳ）、被写体有りと被写体無しのそれぞれの複数のモアレ画像を用いて、被写体有りの再構成画像と被写体無しの再構成画像の作成が行われる（ステップＳ１８〜ステップＳ２０）。
具体的には、複数のモアレ画像の干渉縞を加算することにより吸収画像（Ｘ線吸収画像）が作成される（ステップＳ１８）。また、縞走査法の原理を用いて干渉縞の位相が計算され、微分位相画像が作成される（ステップＳ１９）。また、縞走査法の原理を用いて干渉縞のVisibilityが計算され（Visibility＝２×振幅÷平均値）、小角散乱画像が作成される（ステップＳ２０）。

次いで、被写体無しの再構成画像を用いて、被写体有りの再構成画像から、干渉縞の位相の除去と、画像ムラ（アーチファクト）を除去するための補正処理が行われる（ステップＳ２１）。ステップＳ２１の処理には、撮影時のマルチスリット１２や第１格子１４及び第２格子１５のスリット方向変更に起因するＸ線の線量分布のムラ、当該スリットの製造バラつき起因の線量分布のムラ、及び、主に被写体ホルダー１３０の画像への写り込みによるムラ、を含む画像ムラ（アーチファクト）を除去するための処理が含まれる。
例えば、被写体有りの再構成画像が微分位相画像である場合には、被写体有りの微分位相画像の各画素の信号値から被写体無しの微分位相画像の対応する（同じ位置の画素）の信号値を減算する処理が行われる（公知文献(Ａ)；Timm Weitkamp，Ana Diazand，Christian David, franz Pfeiffer and Marco Stampanoni, Peter Cloetens and Eric Ziegler, X-ray Phase Imaging with a grating interferometer,OPTICSEXPRESS，Vol.13, No.16,6296-6004(2005)、公知文献（Ｂ）；Atsushi Momose, Wataru Yashiro, Yoshihiro Takeda, Yoshio Suzuki and Tadashi Hattori, Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometry for Biological Imaging, Japanese Journal of Applied Physics, Vol.45, No.6A, 2006, pp.5254-5262（2006）参照)。
被写体有りの再構成画像が吸収画像、小角散乱画像である場合には、公知文献（Ｃ）に記載されているように、被写体有りの再構成画像の各画素の信号値を被写体無しの再構成画像の対応する画素の信号値で除算する割り算処理が行われる（公知文献（Ｃ）;F.Pfeiffer, M.Bech，O.Bunk, P.Kraft, E.F.Eikenberry, CH.Broennimann，C.Grunzweig, and C．David，Hard-X-ray dark-field imaging using a grating interferometer, nature materials Vol.7，134-137（2008））。

上記処理では、マルチスリット１２、第１格子１４及び第２格子１５の各格子のスリット方向変更や被写体台特性に起因するＸ線の線量分布のムラだけでなく、撮影に用いられるＸ線検出器１６の個々の画素の特性にバラツキがあっても、この影響を除去することができるので好ましい。従い、スリット方向を被写体に応じて可変としても、被写体に対するＸ線検出器１６の配置方向を固定（位置変更せず）とすることができ、コントローラ５に表示される再構成画像における被写体の表示向きは、コントローラ表示画面上で常に同一方向となるので、経過観察等で過去画像との比較読影を行う場合に、コントローラ５において再構成画像の向きを揃える操作を行う必要がなくなるので、より好ましい。

図１８Ａ〜図１８Ｃに、さくらんぼを被写体として撮影したモアレ画像に基づいて、縞走査法により作成された再構成画像の一例を示す。図１８Ａは吸収画像、図１８Ｂは微分位相画像、図１８Ｃは小角散乱画像である。
図１８Ａに示すように、吸収画像は、被写体の大きな構造の変化を表すという特徴がある。図１８Ｂに示すように、微分位相画像は、被写体の組織辺縁の位相変化を表すという特徴がある。図１８Ｃに示すように、小角散乱画像は、被写体の組織内の散乱を表すという特徴がある。

ステップ２１の処理が終了すると、作成された再構成画像が表示部５３に表示される（ステップＳ２２）。
図１９に、ステップＳ２２において表示部５３に再構成画像を表示する際の表示方法の一例を示す。図１９に示すように、ステップＳ２２においては、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像の３つの画像が表示部５３の同一位置（領域Ｒ０）に所定時間毎に順次切り替えて表示される。

ステップＳ１１〜Ｓ２１までの処理によって作成された吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像の３つの画像は、一回の撮影セットによって得られた撮影画像（モアレ画像）から異なる処理によって作成されたものであるため、図１８Ａ〜図１８Ｃに示すように、３つの画像における被写体の位置は同一であり、それぞれ被写体の異なる特徴の情報を表している。よって、図１９に示すように、３つの画像を表示部５３の同一位置（領域Ｒ０）に所定時間毎に順次切り替えて表示すれば、読影を行う医師は、視線の移動が不要で疲れを誘発しないので高い集中度合いを維持して読影を行うことができる。また所定時間毎に画像を切り替えた際の残像効果（所謂サブリミナル効果）により、被写体に関する複数の情報（特徴）を自身の頭の中で再構築可能となり、高い精度の診断を行うことが可能となる。

なお、図１９においては、吸収画像→微分位相画像→小角散乱画像の３つの画像をこの順に順次切り替えて循環表示させることとしているが、画像の表示順はこれに限定されない。また、表示される画像数は２種以上であればよく、例えば、吸収画像と微分位相画像を交互に切り替えて表示するようにしてもよいし、微分位相画像と小角散乱画像を交互に切り替えて表示するようにしてもよいし、吸収画像と小角散乱画像を交互に切り替えて表示するようにしてもよい。切り替え表示させる画像の種類や、画像の切り替えタイミングは、上述のように、部位毎や、ユーザ毎に予め設定することができる。また、表示部５３の画像領域外の画面上に、停止ボタンや一時停止ボタンを設け、操作部５２の操作に応じて何れかの画像を静止状態で表示し続けることができるようにすることが好ましい。

また、ステップＳ２２においては、今回の撮影により得られた診断用の再構成画像（診断画像）の他、参照画像も併せて表示することとしてもよい。例えば、図２０に示すように、まず、２種以上の診断画像を領域Ｒ１に所定時間毎に順次切り替えて循環表示する。操作部５２から次の表示への移行が指示されると、表示した診断画像と同一種類の参照画像を領域Ｒ２に所定時間毎に順次切り替えて循環表示する。参照画像は、医師が診断画像を読影する際に参照する画像であり、例えば、同一患者の同一撮影部位について以前Ｘ線撮影装置１において撮影された縞走査法による再構成画像や、典型的な症例の縞走査法による再構成画像である。操作部５２から並列表示の指示が指示されると、同じ種類の診断画像と参照画像（例えば、吸収画像と吸収画像、微分位相画像と微分位相画像、小角散乱画像と小角散乱画像）を領域Ｒ１、Ｒ２に並べて順次切り替え表示する。この場合、操作部５２からの切り替え指示に応じて表示する画像の種類を切り替えることとしてもよい。または、同一種類の画像を左右に並べて全ての種類の画像を一画面上に表示することとしてもよい。参照画像の循環表示は、診断画像の循環表示の前に行うようにしてもよい。

次に、フーリエ変換法による再構成画像の作成及び表示について説明する。
図２１は、制御部５１により実行されるフーリエ変換法による再構成画像作成・表示処理を示すフローチャートである。フーリエ変換法による再構成画像作成・表示処理は、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、ステップＳ３１〜Ｓ３３においては、被写体有りの複数のモアレ画像及び被写体無しの複数のモアレ画像のそれぞれについて、Ｘ線検出器１６の各画素のバラツキを補正するための補正処理が実行される。具体的には、オフセット補正処理（ステップＳ３１）、ゲイン補正処理（ステップＳ３２）、欠陥画素補正処理（ステップＳ３３）が実行される。各処理の内容は、図１４ＡのステップＳ１１〜Ｓ１３で説明したものと同様であるので説明を援用する。

次いで、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像間のＸ線強度変動補正（トレンド補正）が行われる（ステップＳ３４）。Ｘ線強度変動補正の具体的な処理内容は、図１４ＡのステップＳ１４で説明したものと同様であるので説明を援用する。

次いで、ステップＳ３５以降の処理において、フーリエ変換法による被写体の再構成画像の作成が行われる。フーリエ変換法による再構成画像の作成については、公知の手法により行うことができる（非特許文献１参照）

まず、補正後の被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像のそれぞれがフーリエ変換（二次元フーリエ変換）される（ステップＳ３５）。図２２Ａに、第２の撮影モードで撮影された被写体有りのモアレ画像の一例を示す。図２２ＡにおけるＨ１はマジックペンであり、Ｈ２はＵＳＢメモリである。図２２Ｂに、図２２Ａのモアレ画像を二次元フーリエ変換した結果を示す。図２３Ａに、第２の撮影モードで撮影された被写体無しのモアレ画像の一例を示す。図２３Ｂに、図２３Ａのモアレ画像を二次元フーリエ変換した結果を示す。フーリエ変換後の計算結果は複素数であるため、図２２Ｂ、図２３Ｂでは実部と虚部のｎｏｒｍ（振幅）を表示している。
図２２Ｂ、図２３Ｂに示すように、１枚のモアレ画像をフーリエ変換すると、低周波成分（０次成分と呼ぶ）と干渉縞周波数付近の成分（１次成分と呼ぶ）、又は、０次成分と１次成分に加えさらに高周波成分（Ｘ線撮影装置１の干渉性に依存）が並んで得られる。０次成分と１次成分の並ぶ方向はモアレ画像の縞の方向に関係しており、モアレ画像の縞の方向に対して略直角になる。

ここで、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の格子の向き（スリット方向）と干渉縞及び０次成分、１次成分の並ぶ向きとの関係について説明する。
例えば、図２４のＡ１に示すように、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の格子の向きが縦であった場合、縞走査法用のモアレ画像（第１格子１４に対して第２格子をわずかに傾けて得られた画像）の縞は、図２４のＡ２に示すように横となる。フーリエ変換用のモアレ画像（第２格子を更に傾けて得られた画像）の縞は、図２４のＡ３に示すように、図２４のＡ２に比べて細かな横縞となる。フーリエ変換用のモアレ画像をフーリエ変換した画像は、図２４のＡ４に示すように、０次成分、１次成分が縦に並んだ画像となる。
図２５のＢ１に示すように、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の格子の向きが横であった場合、縞走査法用のモアレ画像（第１格子１４に対して第２格子をわずかに傾けて得られた画像）の縞は、図２５のＢ２に示すように縦となる。フーリエ変換用のモアレ画像（第２格子を更に傾けて得られた画像）の縞は、図２５のＢ３に示すように、図２５のＢ２に比べて細かな縦縞となる。フーリエ変換用のモアレ画像をフーリエ変換した画像は、図２５のＢ４に示すように、０次成分、１次成分が横に並んだ画像となる。
図２６のＣ１に示すように、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の向きが斜め４５°であった場合、縞走査法用のモアレ画像（第１格子１４に対してわずかに第２格子を少し傾けて得られた画像）の縞は、図２６のＣ２に示すように斜め４５°（スリット方向とは逆方向の斜め）となる。フーリエ変換用のモアレ画像（第２格子を更に傾けて得られた画像）の縞は、図２６のＣ３に示すように、図２６のＣ２と同方向の、より細かな斜め縞となる。フーリエ変換用のモアレ画像をフーリエ変換した画像は、図２６のＣ４に示すように、０次成分、１次成分が縞方向とは逆の斜め４５°に並んだ画像となる。

次いで、フーリエ変換により得られた画像（被写体有り、被写体無しのそれぞれ）において、０次成分が図２７に示すＨａｎｎｉｎｇ窓Ｗにより切り出される（ステップＳ３６）。Ｈａｎｎｉｎｇ窓Ｗで切り出すことによりＨａｎｎｉｎｇ窓Ｗの周辺部が０に落とされ、Ｈａｎｎｉｎｇ窓Ｗの中心部はそのまま通される。
次いで、フーリエ変換により得られた画像において、１次成分が図２８に示すようにキャリア周波数（＝モアレ周波数）分シフトされ、Ｈａｎｎｉｎｇ窓Ｗで切り出される（ステップＳ３７）。切り出しの窓関数はＨａｎｎｉｎｇ窓に限定されず、用途に応じてＨａｍｍｉｎｇ窓、ガウス窓等を使用しても良い。
次いで、切り出された０次成分、１次成分のそれぞれが逆フーリエ変換される（ステップＳ３８）。

逆フーリエ変換が終了すると、逆フーリエ変換された０次成分、１次成分を用いて被写体有りと被写体無しのそれぞれの再構成画像の作成が行われる（ステップＳ３９〜ステップＳ４１）。具体的には、０次成分の振幅から吸収画像が作成される（ステップＳ３９）。また、１次成分の位相から微分位相画像が作成される（ステップＳ４０）。また、０次成分と１次成分の振幅の比（＝Visibility）から小角散乱画像が作成される（ステップＳ４１）。

次いで、被写体無しの再構成画像を用いて被写体有りの再構成画像から干渉縞の位相の除去と、画像ムラ（アーチファクト）を除去するための補正処理が行われる（ステップＳ４２）。ステップＳ４２の処理は、図１４ＢのステップＳ２１で説明したものと同様であるので説明を援用する。

なお、上述の従来のフーリエ変換法では、０次成分、１次成分を切り出す際に、縦、横ともに高周波成分を捨てるため、空間分解能が落ちて全体的にぼけた画像となる。ここで、本願発明者らは、Ｘ線格子に一次元格子を用いる場合は、タルボ干渉計及びタルボ・ロー干渉計の微分位相画像及び小角散乱画像の情報が格子（マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５）のスリット方向と直交する一方向のみであることに着目し、ステップＳ３６、Ｓ３７で用いる窓ｗを従来型の正方形ではなく、図２９に示すように格子のスリット方向と直交する方向に延びる長方形とすれば、画像情報を含む格子のスリット方向と直交する方向の信号の高周波成分を落とさないように取り出すことができ、格子のスリット方向と直交する方向のぼけを低減することができることを見出した（改良型フーリエ変換法と呼ぶ）。本発明は、原理的に空間分解能の低下が避けられない格子のスリット方向と平行な方向は元々画像情報を含まないことを利用していることが特徴であり、後述する二回撮影時には、二次元格子を用いたフーリエ変換法の撮影に対して大きなアドバンテージが得られる。（図２９は、図２４のＡ４に長方形の窓Ｗを設定した例を示したものである。）

図３０Ａに、縞走査法により得られた被写体の再構成画像の一例を示す。図３０Ｂに、改良型フーリエ変換法により得られた再構成画像の一例を示す。図３０Ｃに、従来のフーリエ変換法により得られた再構成画像の一例を示す。図３０Ａ〜図３０Ｃの再構成画像は、格子のスリット方向を縦にして撮影して得られた微分位相画像である。図３０Ａに示すように、縞走査法により得られた画像は、縦方向、横方向ともぼけが小さい。図３０Ｂに示すように、改良型フーリエ変換法により得られた画像は、縦方向のみぼけており、横方向にはぼけていない。図３０Ｃ示すように、従来のフーリエ変換法により得られた画像では、縦方向、横方向ともぼけている。
なお、図３０Ａ〜図３０Ｃにおいては、微分位相画像を示しているが、吸収画像、小角散乱画像においても各手法によるぼけの方向は同様である。

このように、改良型フーリエ変換法では格子のスリット方向と平行な方向の信号成分のみがぼけるので、被写体の長手方向が格子のスリット方向と直交する方向となるように配置して１回目の撮影を行った後、被写体と格子との相対角度を９０°回転させて２回目の撮影を行い、１回目と２回目の撮影で得られたそれぞれのモアレ画像から、それぞれ再構成画像を生成し、生成された２つの再構成画像を合成すれば、被写体の縦方向、横方向ともぼけの少ない２次元的な画像を取得することができる（微分位相画像、小角散乱画像の場合）。
２次元格子を用いてフーリエ変換方式で撮影することも可能だが、縦横ともに１次成分が存在するため、切り出す窓ｗは縦横ともに狭い範囲に限定される。そのため空間分解能が大きく低下することを避けられない。一方、本方式によれば、１次元格子を使用して、分解能を大きく低下させずに２次元画像を生成することが可能となる。なお、２方向の撮影に基づく合成画像においては、合成画像の四隅部の被写体情報が欠損するが、医用現場の放射線撮影に於いては、一般的に被写体の関心領域を撮影領域の中央部に位置させることが多いので、上記の被写体情報欠損も問題なることが少ない。また、撮影自体も２回で済むため、被写体の体動影響も抑制可能である。
なお、撮影方向の変更（被写体に対するスリット方向の変更）する際には、縞走査法方式と同様に、マルチスリット１２、第１格子１４及び第２格子１５を同時に９０°回転させる必要がある。

第１格子１４と第２格子１５の相対角度を９０°変化させて１回目と２回目の撮影を行った場合、コントローラ５の制御部５１は、１回目の撮影画像と２回目の撮影画像のそれぞれについて図２１に示すフーリエ変換法による再構成画像作成・表示処理を実行した後、２つの画像の合成を行う。なお、１回目の画像と２回目の画像とで被写体の同じ部分が同じ画素に描画されていない場合（被写体の変形や移動があった場合）は、何れか一方の画像を並行又は回転移動させて両画像の誤差が最も小さくなる位置に位置あわせを行った後、合成を行う。合成方法としては、様々な手法を用いることができる。例えば、１回目の撮影画像の画素をｆ１（ｘ、ｙ）、２回目の撮影画像の画素をｆ２（ｘ、ｙ）、合成画像の画素をｇ（ｘ、ｙ）とし、各画素で以下の計算をして（二乗和の平方根をとって）パワーの平均値をとる。
ｇ（ｘ、ｙ）＝√（ｆ１（ｘ、ｙ）＾２+ｆ２（ｘ、ｙ）＾２）
また、例えば、１回目の撮影画像を赤、２回目の撮影画像を青にする等、カラー表示することとしてもよい。

ところで、図３０Ａ〜図３０Ｃの画像からもわかるように、縞走査法で得られる再構成画像のほうがフーリエ変換法で得られる再構成画像よりも鮮明でぼけが少ない。しかし、縞走査法用の撮影では連続して複数枚の撮影を行うため、撮影時間が検出器の取込時間やX線曝射前後の処理時間、機構動作時間等に応じて長くなり（約１分）、体動が生じやすい。これに対してフーリエ変換法では１回の撮影で１枚の撮影となるので、撮影時間はX線の曝射時間だけに依存し、５秒程度に抑えることができるため、体動抑制効果を期待できる。更に、改良型フーリエ変換法では、空間分解能の劣化小さく抑えられる。よって、例えば、（１）被写体の固定が可能なものは縞走査法、体動を抑制したい場合はフーリエ変換法とする、（２）簡易検査ではフーリエ変換法、より精密な検査となった場合には縞走査法とする、等、両者を併用することにより、目的に応じた画像の取得、及び、より患者の負担や再撮影の少ない撮影を行うことが可能となる。本実施形態においては、第１格子１４及び第２格子１５の相対角度を簡単に調整して縞走査法用の撮影とフーリエ変換法用の撮影を切り替えることができるので、撮影の目的に応じた最適な撮影を行うことが可能となる。

図２１に戻り、作成された再構成画像は、表示部５３に表示される（ステップＳ４３）。
ステップＳ４３においては、図１４ＢのステップＳ２２で説明したものと同様の表示方法により表示される。即ち、図１９に示すように、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像のうち２種以上の画像が表示部５３の同一位置に所定時間毎に順次切り替えて表示される。

表示される２種以上の画像は、上述のように一回の撮影セットによって得られた撮影画像（モアレ画像）から異なる処理によって作成されたものであるため、図１８Ａ〜図１８Ｃに示すように、３つの画像における被写体の位置は同一であり、それぞれ被写体の異なる特徴の情報を表している。よって、図１９に示すように、３つの画像を表示部５３の同一位置に所定時間毎に順次切り替えて表示すれば、読影を行う医師は、視線の移動が不要で疲れを誘発しないので高い集中度合いを維持して読影を行うことができる。また所定時間毎に画像を切り替えた際の残像効果（所謂サブリミナル効果）により、被写体に関する複数の情報（特徴）を自身の頭の中で再構築可能となり、高い精度の診断を行うことが可能となる。

また、図２１のステップＳ４３においても、ステップＳ２２と同様に、今回の撮影により得られた診断用の再構成画像の他、参照画像も併せて表示することとしてもよい。例えば、図３１に示すように、まず、２種以上の診断画像を領域Ｒ１に所定時間毎に順次切り替えて循環表示する。操作部５２から次の表示への移行が指示されると、表示した診断画像と同一種類の参照画像を領域Ｒ２に所定時間毎に順次切り替えて循環表示する。参照画像は、医師が診断画像を読影する際に参照する画像であり、例えば、同一患者の同一撮影部位について以前撮影されたフーリエ変換法による再構成画像や、典型的な症例のフーリエ変換法による再構成画像である。参照画像の循環表示は診断画像の循環表示の前に行うようにしてもよい。
なお、上述のように縞走査法による再構成画像はフーリエ変換法による再構成画像よりも鮮明でぼけが少ない。よって、縞走査法による再構成画像の参照画像が記憶部５５に存在する場合、図３１に示すように、操作部５２からの操作に応じて縞走査法による参照画像を循環表示することが好ましい。更に、操作部５２からの指示に応じて、同じ種類の診断画像と同じ種類の縞走査法の参照画像同士（例えば、診断画像が吸収画像が表示されているときは縞走査法の吸収画像の参照画像）を領域Ｒ１、Ｒ２に並べて順次切り替え表示することが好ましい。この場合、操作部５２からの切り替え指示に応じて表示する画像の種類を切り替えることとしてもよい。または、同一種類の画像を左右に並べて全ての種類の画像を一画面上に表示することとしてもよい。

ここで、上記のＸ線撮影装置１及びコントローラ５において作成、表示される吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像は、上述のようにそれぞれ被写体の位置が同一で、かつ被写体の異なる特徴の情報を表している。よって、例えば、乳房のように、従来の吸収画像だけの読影では病変の特徴を捉えるのが困難であった被写体部位に適用することにより、診断精度を大きく向上させることができる。

吸収画像には、大きな構造の変化の情報が表れる。微分位相画像には、組織辺縁の位相変化の情報が表れる。小角散乱画像には、組織内の散乱の情報が表れる。よって、被写体を乳房とした場合、吸収画像には、乳房全体における乳腺や脂肪の分布、辺縁が明確な大きな腫瘤等の情報が表れる。微分位相画像には、組織石灰化、スピキュラ、腫瘤、乳腺の構築の乱れ（ディストーション）等の情報が表れる。腫瘤と乳腺の構築の乱れには、スピキュラが存在するものとしないものがある。小角散乱画像には、乳腺の構築の乱れ、腫瘤、スピキュラ等の情報が表れる。よって、吸収画像→小角散乱画像（微分位相画像）→微分位相画像（小角散乱画像）を切り替えて表示部５３に順次表示させることで、各画像の情報を総合した、精度の高い診断を行うことが可能となる。

例えば、脂肪上に存在する腫瘤は、辺縁が明確であるが、乳腺上に存在する腫瘤は辺縁が不明瞭である。そこで、まず吸収画像で被写体乳房全体における脂肪や乳腺の分布を把握しておき、次に微分位相画像や小角散乱画像に切り替えて、吸収画像で把握した乳腺領域を意識して微分位相画像や小角散乱画像で腫瘤陰影の有無を確認することで、辺縁が不明瞭な腫瘤の検出精度を向上させることができる。
このように、従来から診断に用いられ、医師自身が見慣れている吸収画像に対し、各医師が長年の診断で培ってきた診断分解能に基づく1次診断を行い、然る後、微分位相画像及び／または小角散乱画像を表示し、当該画像に基づく再読影を行うことで、異常陰影の有無自体や異常陰影の良性／悪性等の１次診断の結果を自己修正可能となり、また、微分位相画像及び／または小角散乱画像の読影後に、再度、吸収画像の読影を行うと、最初は見えなかった異常陰影や、良性／悪性の差異等が、やがて、視認できるようになり、この診断方法を繰り返すことで、医師は、やがて、新たなステップアップした診断分解能を確立することになり、吸収画像のみに基づく診断であっても、より高精度の診断を行うことができるようになり、好ましい。

また、腫瘤がスピキュラを伴う場合は悪性である可能性が高いといわれている。そこで、まず吸収画像で大きな腫瘤の存在有無を確認し、次に小角散乱画像に切り替えて、吸収画像で把握した大きな腫瘤の周辺にある周辺部スピキュラ、或いは腫瘤のない単独のスピキュラの有無を確認することで、悪性の可能性が高い腫瘤、スピキュラの検出精度を向上させることができる。また、小角散乱画像で腫瘤陰影の有無を確認し、次に微分位相画像に切り替えて、小角散乱画像で把握した腫瘤の周辺部のスピキュラ或いは単独のスピキュラの有無を確認することで、悪性の可能性の高い腫瘤、スピキュラの検出精度を向上させることができる。

また、コントローラ５に異常陰影候補検出機能（ＣＡＤ（Computer-Aided Diagnosis）機能）をもたせ、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像のそれぞれから異常陰影候補の検出を行い、各画像及び各画像における異常陰影候補の検出結果（ＣＡＤ結果と呼ぶ）を順次切り替え表示させることにより、異常陰影候補の検出精度を向上させることができる。ＣＡＤ機能は、コントローラ５の制御部５１と記憶部５５に記憶されている異常陰影候補検出プログラムとの協働により実現される。また、表示部５３において、各画像は同一位置（領域Ｒ０）に、ＣＡＤ結果はＣＡＤ結果欄Ｒ４に表示される（図３２Ａ、図３２Ｂ参照）。

ここで、従来、診断用の乳房画像としては吸収画像が用いられており、ＣＡＤによる異常陰影候補の検出処理も吸収画像のみに対して行われていた。異常陰影候補の検出アルゴリズムには、様々な検出感度のものがあるが、一般的には、検出感度が高いほど偽陽性の割合も高くなる。そのため、真陽性の検出漏れをなくすために検出感度の高い検出アルゴリズムを使用すると偽陽性の数も増えてしまい、偽陽性の数を減らすために検出感度の低いアルゴリズムを使用すると真陽性の検出漏れが生じるといった問題があった。また、例えば同じスピキュラの病変であっても、病変の大きさや種類によって、微分位相画像でより情報がよく表れる病変があるし、小角散乱画像でより情報がよく表れる症例もある。そこで、同一被写体の異なる特徴を表す吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像のそれぞれに対し、同一の検出アルゴリズムで異常陰影候補の検出を行い、図１９等における各画像の表示時にＣＡＤ結果を併せて表示することにより、医師が各画像や各画像におけるＣＡＤ検出結果を比較して総合的に正常、異常を判断することが可能となるので、上記の偽陽性の拾いすぎや真陽性の検出漏れを低減することができる。

例えば、吸収画像において検出感度の高い（標準より高い）検出アルゴリズムで検出を行い、各画像及びＣＡＤ検出結果を切り替えて表示した場合に、図３２Ａに示すように、吸収画像におけるＣＡＤの検出結果が「ＣＡＤ検出有り」であり、微分位相画像及び／又は小角散乱画像におけるＣＡＤの検出結果が「ＣＡＤ検出無し」である場合、ＣＡＤ結果が偽陽性を拾った可能性が高いと判断することができる。そこで、図３２Ａに示す表示の場合、医師は、まず吸収画像で被写体乳房全体における乳腺や脂肪の分布を把握して異常と思われる部分をピックアップし、次いで微分位相画像及び／又は小角散乱画像に切り替えて、吸収画像で異常と思われた部分を観察し、正常であることが確認されれば、その部分を偽陽性であるとして削除することができる。

また、例えば、吸収画像において検出感度の低い（標準より低い）検出アルゴリズムで検出を行い、各画像及びＣＡＤ検出結果を切り替えて表示した場合に、図３２Ｂに示すように、吸収画像におけるＣＡＤの検出結果が「ＣＡＤ検出無し」であり、微分位相画像及び／又は小角散乱画像におけるＣＡＤの検出結果が「ＣＡＤ検出有り」である場合、ＣＡＤにおける真陽性の検出漏れの可能性が考えられる。そこで、図３２Ｂに示す表示の場合、医師は、まず吸収画像で被写体乳房全体における乳腺や脂肪の分布を把握して異常と思われる部分をピックアップし、微分位相画像及び／又は小角散乱画像に切り替えて、吸収画像で異常と思われた部分を観察し、異常であることが確認されれば、その部分を異常陰影と診断することができる。

ここで、領域Ｒ０における乳房画像の表示態様としては、図３３Ａに示すように、左乳房画像と右乳房画像の２枚の画像の胸壁を合わせて表示してもよいし、左乳房画像又は右乳房画像を単体で表示してもよい。また、ＭＬＯとＣＣのペアで表示することとしてもよい。更に、図３３Ｂに示すように、領域Ｒ０の領域外に乳房画像の縮小画像を表示し、縮小画像のＣＡＤにより検出された異常陰影候補の位置にアノテーションを表示することとしてもよい。このようにすれば、ＣＡＤにより検出された異常陰影候補の位置を確認でき、かつ、アノテーションに邪魔されることなく乳房画像を観察することが可能となる。

以上説明したように、医用画像表示システムによれば、Ｘ線撮影装置１において縞走査型撮影装置による第１の撮影モード、又はフーリエ変換型撮影装置による第２の撮影モードによって被写体を撮影し、コントローラ５において、撮影により得られたモアレ画像に基づいて、Ｘ線吸収画像、微分位相画像、及び小角散乱画像のうち少なくとも２つの画像を作成する。そして、作成された少なくとも２つの画像を表示部５３の同一位置に順次切替表示する。

上記医用画像表示システムで作成、表示される吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像の３つの画像は、一回の撮影セットによって得られた撮影画像（モアレ画像）から異なる処理によって作成されたものであるため、３つの画像における被写体の位置は同一であり、それぞれ被写体の異なる特徴の情報を表している。よって、少なくとも２つの画像を表示部５３の同一位置（領域Ｒ０）に所定時間毎に順次切り替えて表示すれば、読影を行う医師は、視線の移動が不要で疲れを誘発しないので高い集中度合いを維持して読影を行うことができる。また所定時間毎に画像を切り替えた際の残像効果（所謂サブリミナル効果）により、被写体に関する複数の情報（特徴）を自身の頭の中で再構築可能となり、高い精度の診断を行うことが可能となる。

また、コントローラ５においては、被写体台に被写体を載置して撮影を行うとともに、被写体台に被写体を載置せずに撮影を行い、被写体有りのモアレ画像に基づいて、被写体有りのＸ線吸収画像、微分位相画像、及び小角散乱画像のうち少なくとも２つの画像を作成し、被写体無しのモアレ画像に基づいて、被写体有りの少なくとも２つの画像と同種の被写体無しの画像を作成し、被写体有りの画像を被写体無しの画像を用いて、干渉縞の位相の除去や画像ムラの除去等の補正を行う。従って、干渉縞の影響やムラのない画像を医師に提供することが可能となる。

また、作成された少なくとも２つの画像を表示部５３の同一位置に順次切替表示する前又は後に、少なくとも２つの参照画像を表示部５３の読影する２つの画像とは異なる同一位置に順次切替表示することで、参照画像を用いて診断を行う際の診断精度を向上させることができる。

なお、上記実施形態は本発明の好適な一例であり、これに限定されない。
例えば、上記実施形態においては、Ｘ線撮影装置１を、マルチスリットを有し、マルチスリットを第１格子及び第２格子に対して相対的に移動させることで縞走査法用の複数のモアレ画像を生成するタルボ・ロー干渉計の構成とした例を説明したが、第１格子と第２格子とを一定周期間隔で相対移動させ、一定周期間隔での移動毎にＸ線源により照射されたＸ線に応じて放射線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返すことで縞走査法用の複数のモアレ画像を生成するタルボ干渉計としてもよい。そして、タルボ干渉計で生成された複数のモアレ画像を再構成することにより得られる吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像を上述のように表示部５３の同一位置に順次切り替え表示することとしてもよい。
また、上記実施例では、縞走査方式とフーリエ変換方式（改良型含む）の両方式が可能な装置により撮影された１次元画像データに基づく再構成画像を使用したが、これに限定されるものでは無く、フーリエ変換方式（改良型含む）専用の装置を用いても良い。
また、第１格子及び第２格子を２次元格子としたフーリエ変換方式専用の撮影装置や、更に焦点位置近傍にマルチ格子（２次元格子）を併用したフーリエ変換方式専用の撮影装置で撮影された２次元画像データに基づく再構成画像に適用しても良い。

また、上記実施形態においては、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像を表示部５３の同一位置に順次切り替え表示する場合を例にとり本発明の表示方法について説明したが、本発明の表示方法は、これに限定されず、同一の撮影画像に異なる画像処理を施して作成した複数の画像を表示する場合に適用可能である。
また、切替表示に際しては、画像が切替られたことを容易に視認可能なように、各表示画面の彩度（色）を、例えば、黒モノトーン、赤モノトーン、青モノトーンのように切替えても良い。

また、上記実施形態では、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をこの順に配置（以下、第１の配置と呼ぶ）したが、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、第１格子１４、被写体台１３、第２格子１５、Ｘ線検出器１６の配置（以下、第２の配置と呼ぶ）としても、第１格子１４及び第２格子１５は固定のまま、マルチスリット１２の移動により、再構成画像を得ることが可能である。
第２の配置においては、被写体の厚み分だけ、被写体中心と第１格子１４は離れることになり、上記の実施形態に比べ感度の点でやや劣ることになるが、一方で、被写体への被曝線量低減を考慮すると、当該配置の方が第１格子１４でのＸ線吸収分だけＸ線を有効に活用していることになる。
また、被写体位置での実効的な空間分解能は、Ｘ線の焦点径、検出器の空間分解能、被写体の拡大率、被写体の厚さ等に依存するが、上記実施例に於ける検出器の空間分解能が１２０μm（ガウスの半値幅）以下の場合には、第１の配置よりも第２の配置の方が実効的な空間分解能は小さくなる。
感度、空間分解能、及び、第１格子１４でのＸ線吸収量等を考慮して、第１格子１４、被写体台１３の配置順をきめることが好ましい。

また、被写体有りの撮影と、被写体無しの撮影の順序は、上記実施形態に限定されず、何れを先としてもよい。被写体有りの再構成画像の作成と、被写体無しの再構成画像の作成の順序についても同様である。

その他、医用画像表示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。

なお、明細書、請求の範囲、図面及び要約を含む２０１０年９月２９日に出願された日本特許出願Ｎｏ．２０１０−２１９０３１号の全ての開示は、そのまま本出願の一部に組み込まれる。

医療の分野においてＸ線画像を表示する医用画像表示システムとして利用可能性がある。

１ Ｘ線撮影装置
１１ Ｘ線源
１２ マルチスリット
１２ａ ラック
１２ｂ ホルダー
１２１ マルチスリット回転部
１２１ａ モータ部
１２１ｂ ギア部
１２１ｃ ギア部
１２１ｄ 支持部
１２１ｅ 開口部
１２２ 駆動部
１２２ａ モータ部
１２２ｂ ギア部
１２２ｃ ピニオン
１３ 被写体台
１３０ 被写体ホルダー
１３１ 楕円形状
１３３ 指間スペーサ
１４ 第１格子
１４０ 格子部
１４１ 第１ホルダー部
１４２ 第２ホルダー部
１４２ａ 突起部
１５ 第２格子
１５０ 格子部
１５１ ホルダー部
１６ Ｘ線検出器
１７ 保持部
１７ａ 緩衝部材
１７１ａ 開口部
１７１ｂ トレイ固定部材
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
２１０ 格子回転部
２１１ ハンドル
２１２ 回転トレイ
２１２ａ 開口部
２１２ｂ〜２１２ｅ 凹部
２１３ 相対角調整部
２１３ａ モータ部
２１３ｂ 第１ギア
２１３ｃ 第２ギア
２１３ｄ レバー
２１４ ストッパー
５ コントローラ
５１ 制御部
５２ 操作部
５３ 表示部
５４ 通信部
５５ 記憶部

Claims (3)

1. 画像処理手段と、表示手段と、表示制御手段と、を備える医用画像表示システムの医用画像表示方法であって、
   前記画像処理手段により、Ｘ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線の照射軸方向と直交する方向に配列された第１格子及び第２格子と、被写体台と、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線検出器と、を有する縞走査型撮影装置、又はフーリエ変換型撮影装置において被写体を撮影することにより取得された画像信号に基づいて、Ｘ線吸収画像、微分位相画像、及び小角散乱画像を作成する画像処理工程と、
   前記表示制御手段により、前記画像処理工程において作成されたＸ線吸収画像を前記表示手段に表示する第１の表示工程と、
   前記表示制御手段により、前記画像処理工程において作成された微分位相画像、及び小角散乱画像のうちいずれか１つを前記表示手段の同一位置に前記Ｘ線吸収画像に替えて当該画像を切替表示する第２の表示工程と、
   前記表示制御手段により、前記画像処理工程において作成された微分位相画像、及び小角散乱画像のうちの残る画像を前記表示手段の同一位置に前記画像に替えて前記切替表示する第３の表示工程と、
   を含む医用画像表示方法。
2. 前記医用画像表示システムに更に備えられた異常陰影候補検出手段が、前記画像処理工程で生成された少なくとも１つの画像に対して、異常陰影候補検出処理を行う工程を有し、
   前記表示制御手段により、前記異常陰影候補検出処理が行われた画像が前記表示手段に表示される時、当該画像と共に、前記異常陰影候補検出処理の結果を表示する請求項１に記載の医用画像表示方法。
3. 前記医用画像表示システムに更に備えられた異常陰影候補検出手段が、前記画像処理工程で生成された各画像に対して、同一アルゴリズムで異常陰影候補検出処理を行う工程を有し、
   前記表示制御手段により、前記各画像と共に、前記異常陰影候補検出処理の結果を前記表示手段に表示する請求項１に記載の医用画像表示方法。

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