WO2012023356A1 - 放射線撮影システム及びその画像処理方法 - Google Patents

放射線撮影システム及びその画像処理方法 Download PDF

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WO2012023356A1
WO2012023356A1 PCT/JP2011/065572 JP2011065572W WO2012023356A1 WO 2012023356 A1 WO2012023356 A1 WO 2012023356A1 JP 2011065572 W JP2011065572 W JP 2011065572W WO 2012023356 A1 WO2012023356 A1 WO 2012023356A1
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phase differential
differential image
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phase
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裕康 石井
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富士フイルム株式会社
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/041—Phase-contrast imaging, e.g. using grating interferometers

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging system that images a subject with radiation and an image processing method thereof, and more particularly, to a radiation imaging system that uses a fringe scanning method and an image processing method thereof.
  • Radiation such as X-rays
  • X-rays has a characteristic that it attenuates depending on the atomic number of the elements constituting the substance, and the density and thickness of the substance, so it is used as a probe for seeing through the inside of the subject. Yes.
  • X-ray imaging is widely used in fields such as medical diagnosis and non-destructive inspection.
  • a subject is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects X-rays, and a transmission image of the subject is taken.
  • the X-rays emitted from the X-ray source toward the X-ray image detector correspond to the difference in the characteristics (atomic number, density, thickness) of the substances existing on the path to the X-ray image detector.
  • an X-ray absorption image of the subject is detected and imaged by the X-ray image detector.
  • a flat panel detector FPD: Flat Panel Detector
  • the X-ray absorption ability is lower as a substance composed of an element having a smaller atomic number, there is a problem that sufficient contrast (contrast) of an X-ray absorption image cannot be obtained in a soft tissue or soft material of a living body.
  • a soft tissue or soft material of a living body For example, most of the components of the cartilage part constituting the joint of the human body and the joint fluid in the vicinity thereof are water, and there is little difference in the amount of X-ray absorption between them, so that it is difficult to obtain a difference in light and shade.
  • phase contrast image an image based on the X-ray phase change (angle change) by the subject (hereinafter referred to as a phase contrast image) is obtained.
  • a phase contrast image an image based on the X-ray phase change (angle change) by the subject.
  • Patent Document 1 As one type of such X-ray phase imaging, an X-ray imaging system using an X-ray Talbot interferometer including two transmission diffraction gratings and an X-ray image detector is known (for example, Patent Document 1). Non-Patent Document 1).
  • the X-ray Talbot interferometer arranges a first diffraction grating behind the subject, and arranges a second diffraction grating downstream by a Talbot interference distance determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength, It is configured by placing an X-ray image detector behind it.
  • the Talbot interference distance is a distance at which X-rays that have passed through the first diffraction grating form a self image (a fringe image) due to the Talbot interference effect. This self-image is modulated by the phase change of the X-rays by the subject arranged between the X-ray source and the first diffraction grating.
  • a phase contrast image of a subject is obtained by a fringe scanning method from a change of the fringe image that is intensity-modulated by superimposing the self-image of the first diffraction grating and the second diffraction grating by the subject. Is done.
  • the fringe scanning method the second diffraction grating is arranged with respect to the first diffraction grating in a direction substantially parallel to the plane of the first diffraction grating and substantially perpendicular to the grating line direction of the first diffraction grating.
  • photographing is performed at each scanning position while translational movement (scanning) is performed at a scanning pitch obtained by equally dividing the lattice pitch.
  • a phase differential image is generated from the amount of phase shift of the intensity modulation signal representing the intensity change with respect to the scanning position of the pixel data of each pixel obtained by the X-ray image detector.
  • This phase differential image represents the angular distribution of X-rays refracted by the subject.
  • a phase contrast image of the subject is obtained by integrating the phase differential image along the scanning direction.
  • This fringe scanning method is also used in an imaging apparatus using laser light (see, for example, Non-Patent Document 2).
  • the positional relationship between the first diffraction grating and the second diffraction grating strongly affects the image quality of the phase contrast image.
  • a distortion, a manufacturing error, an arrangement error, or the like occurs in the first diffraction grating or the second diffraction grating, an offset corresponding to the distortion or the error is added to the phase differential image, and the image quality of the phase contrast image is deteriorated.
  • a phase differential image obtained by performing pre-imaging without placing a subject is stored as offset data, and from the phase differential image obtained by main imaging with the subject placed, It describes that a phase differential image reflecting only subject information is generated by subtracting offset data.
  • the cause of the occurrence of this artifact is due to the calculation formula for the phase shift amount of the intensity modulation signal.
  • the phase shift amount is obtained by extracting a declination angle in a complex plane, that is, calculating an arctangent function (tan ⁇ 1 ), as described on page 7 of Patent Document 1, and its range is - ⁇ / 2 to ⁇ / 2.
  • the direction is perpendicular to the moire fringes.
  • the profile ⁇ 1 (x) is discontinuous at a portion where the value crosses ⁇ ⁇ / 2, and has a saw-tooth shape.
  • the moire fringes also appear in the phase differential image obtained by the actual photographing, and the profile ⁇ 2 (x) in the direction orthogonal to the moire fringes is similarly sawtooth as shown in FIG.
  • This artifact is not limited to the change in the scanning start position between the pre-photographing and the main photographing, and there is some variation in the positional relationship between the first and second diffraction gratings between the pre-photographing and the main photographing. Can also occur.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and provides a radiation imaging system and an image processing method thereof capable of preventing the occurrence of artifacts due to the change in the lattice position between pre-imaging and actual imaging.
  • the purpose is to provide.
  • a radiation imaging system includes a first grating that generates a first periodic pattern image by passing radiation irradiated from a radiation source, and the first periodic pattern image.
  • An intensity modulation unit that applies intensity modulation to generate a second periodic pattern image, a radiation image detector that detects the first periodic pattern image and generates image data, and a phase based on the image data
  • a phase differential image generation unit that generates a differential image, a first phase differential image generated by the phase differential image generation unit at the time of pre-imaging in a state where the subject is not disposed, and a book in a state where the subject is disposed
  • a boundary line whose value changes from ⁇ / 2 to ⁇ / 2 or from ⁇ / 2 to ⁇ / 2 with respect to the second phase differential image generated by the phase differential image generation unit at the time of photographing is determined and predetermined Every time you cross the boundary in the direction a staircase data creation unit that creates first staircase data and second staircase data that change by ⁇ or
  • the radiation imaging system of the present invention further includes a phase contrast image generation unit that generates a phase contrast image by integrating the corrected phase differential image along the periodic direction of the first grating.
  • the radiation imaging system of the present invention further includes a storage unit that stores the first added phase differential image.
  • the radiation imaging system of the present invention includes an input unit that inputs the pre-imaging or main imaging instruction, and the intensity modulation unit and the radiation image detector when the pre-imaging instruction is input by the input unit. , Operating the phase differential image generation unit, the stepped data creation unit, and the stepped data addition unit, and storing the first added phase differential image generated by the stepped data addition unit in the storage unit And a control unit for causing the controller to operate.
  • the intensity modulator generates intensity second modulation patterns at a plurality of relative positions having different phases with respect to the first periodic pattern image, and generates a plurality of second periodic pattern images.
  • the second periodic pattern image is detected to generate a plurality of image data, and the phase differential image generation unit, based on the plurality of image data, a phase of an intensity modulation signal representing an intensity change of the pixel data with respect to the relative position
  • the phase differential image is generated by calculating the amount of deviation.
  • the intensity modulation unit includes: a second grating having a periodic pattern in the same direction as the first periodic pattern image; and a scanning unit that moves one of the first and second gratings at a predetermined pitch. Become.
  • the first grating is an absorption grating and projects radiation from the radiation source onto the second grating as the first periodic pattern image.
  • the first grating may be a phase type grating, and the radiation from the radiation source may be formed at the position of the second grating as the first periodic pattern image by the Talbot interference effect.
  • the radiation imaging system of the present invention includes a radiation source grid on the emission side of the radiation source.
  • An image processing method includes a first grating that generates a first periodic pattern image by passing radiation emitted from a radiation source, and intensity modulation is applied to the first periodic pattern image.
  • An intensity modulation unit that generates two periodic pattern images, a radiation image detector that detects the first periodic pattern image and generates image data, and a phase differential image that generates a phase differential image based on the image data
  • the first phase differential image includes the first step data. Adding stepwise data to generate a first added phase differential image, and adding the second stepwise data to the second phase differential image to generate a second added phase differential image And subtracting the first added phase differential image from the second added phase differential image to generate a corrected phase differential image.
  • the first and second added phase differential images are both continuous profiles. Therefore, the corrected phase differential image obtained by subtracting both does not cause an artifact due to the change in the grating position between the pre-photographing and the main photographing.
  • FIG. 1 is a schematic diagram illustrating a configuration of an X-ray imaging system according to a first embodiment of the present invention. It is a block diagram which shows the structure of an image process part. It is a graph which shows the profile of a phase differential image. It is a graph which shows step-like data. It is a graph which shows the profile of an added phase differential image. It is a graph which shows the profile of a phase differential image. It is a graph which shows step-like data. It is a graph which shows the profile of an added phase differential image. It is a schematic diagram which shows the structure of a flat panel detector. It is a schematic side view which shows the structure of the 1st and 2nd absorption type grating
  • (A) is a figure which illustrates a 1st phase differential image
  • (b) is a figure which shows the 1st step-like data calculated when the origin of the coordinate x is made into an upper end. It is a flowchart which shows the effect
  • (A) is a figure which illustrates the 1st phase differential image in case rotation moire arises
  • (b) is a figure which shows the 1st step-like data in this case. It is a figure which shows the multi slit used in 2nd Embodiment of this invention.
  • an X-ray imaging system 10 includes an X-ray source 11, an imaging unit 12, a memory 13, an image processing unit 14, an image recording unit 15, an imaging control unit 16, a console 17, And a system control unit 18.
  • the X-ray source 11 irradiates the subject H with X-rays.
  • the imaging unit 12 is arranged to face the X-ray source 11, detects X-rays that have passed through the subject H from the X-ray source 11, and generates image data.
  • the memory 13 stores the image data read from the photographing unit 12.
  • the image processing unit 14 performs image processing on the plurality of image data stored in the memory 13 to generate a phase contrast image.
  • the image recording unit 15 records the phase contrast image generated by the image processing unit 14.
  • the imaging control unit 16 controls the X-ray source 11 and the imaging unit 12.
  • the console 17 includes a monitor 17a and an input unit 17b.
  • the system control unit 18 comprehensively controls the entire X-ray imaging system 10 based on an operation signal input from the input unit 17b.
  • the X-ray source 11 includes a high voltage generator, an X-ray tube, a collimator (all not shown), and the like, and irradiates the subject H with X-rays based on the control of the imaging control unit 16.
  • the X-ray tube is of a rotating anode type, emits an electron beam from a filament in accordance with a voltage from a high voltage generator, and collides the electron beam with a rotating anode rotating at a predetermined speed, thereby causing an X-ray. Is generated.
  • the rotating anode rotates to reduce deterioration due to the electron beam continuously hitting the fixed position.
  • the colliding part of the electron beam becomes an X-ray focal point that emits X-rays.
  • the collimator limits the irradiation field so as to shield a portion of the X-rays emitted from the X-ray tube that does not contribute to the examination region of the subject H.
  • the imaging unit 12 includes a flat panel detector (FPD) 20 made of a semiconductor circuit, a first absorption grating 21 for detecting phase change (angle change) of X-rays by the subject H and performing phase imaging, and A second absorption type grating 22 is provided.
  • the FPD 20 is arranged so that the detection surface is orthogonal to a direction along the optical axis A of X-rays irradiated from the X-ray source 11 (hereinafter referred to as z direction).
  • the first absorption type grating 21 includes a plurality of X-ray shielding portions (X-ray high absorption portions) 21a extending in one direction (hereinafter referred to as y direction) in a plane orthogonal to the z direction. Are arranged at a predetermined pitch p 1 in a direction orthogonal to (hereinafter referred to as the x direction).
  • the second absorption grating 22 has a plurality of X-ray shielding portion which is stretched in the y-direction (X-ray high-absorbing portion) 22a is arranged at a predetermined pitch p 2 in the x-direction.
  • a material of the X-ray shielding portions 21a and 22a a metal excellent in X-ray absorption is preferable, for example, gold (Au) or platinum (Pt) is preferable.
  • the imaging unit 12 translates the second absorption type grating 22 in the direction (x direction) orthogonal to the lattice line direction (y direction), so that the second absorption with respect to the first absorption type grating 21 is performed.
  • a scanning mechanism 23 for changing the relative position with respect to the mold grating 22 is provided.
  • the scanning mechanism 23 is configured by an actuator such as a piezoelectric element.
  • the scanning mechanism 23 is driven based on the control of the imaging control unit 16 at the time of stripe scanning described later.
  • the memory 13 stores image data obtained by the photographing unit 12 at each scanning step of fringe scanning.
  • the second absorption type grating 22 and the scanning mechanism 23 constitute an intensity modulation unit.
  • the image processing unit 14 includes a phase differential image generation unit 30, a stepped data creation unit 31, a stepped data addition unit 32, an offset data storage unit 33, a subtraction processing unit 34, and a phase contrast image generation unit 35. Composed.
  • the phase differential image generation unit 30 generates a phase differential image based on a plurality of image data captured by the imaging unit 12 at each scanning step of fringe scanning by the scanning mechanism 23 and stored in the memory 13.
  • the step-like data creation unit 31 has a phase shift amount, which will be described later, with respect to the phase differential image obtained by the phase differential image generation unit 30.
  • a boundary line that changes to 2 is obtained, and staircase-like data that changes by ⁇ or ⁇ every time it passes through the boundary line in the x direction is created.
  • the staircase data addition unit 32 adds the staircase data created by the staircase data creation unit 31 to the phase differential image.
  • the phase differential image to which the stepped data is added is referred to as an added phase differential image.
  • positions x 1 , x 2 , and x 3 indicate the positions of the boundary lines where the profile ⁇ (x) in the x direction of the phase differential image changes from ⁇ / 2 to ⁇ / 2.
  • the step-like data S (x) created by the step-like data creation unit 31 is “0” in the region of 0 ⁇ x ⁇ x 1 and x 1 ⁇ x ⁇ x 2 as shown in FIG. 3B. “ ⁇ ” in the region, “2 ⁇ ” in the region of x 2 ⁇ x ⁇ x 3 , and “3 ⁇ ” in the region of x 3 ⁇ x.
  • the profile ⁇ ′ (x) in the x direction of the added phase differential image added with the stepped data S (x) by the stepped data adding unit 32 monotonously increases in the x direction as shown in FIG. 3C. It is almost linear.
  • positions x 1 , x 2 , and x 3 indicate the positions of the boundary lines where the profile ⁇ (x) in the x direction of the phase differential image changes from ⁇ / 2 to ⁇ / 2.
  • the step-like data S (x) created by the step-like data creation unit 31 is “0” in the region of 0 ⁇ x ⁇ x 1 and x 1 ⁇ x ⁇ x 2 as shown in FIG. 4B. “ ⁇ ” in the region, “ ⁇ 2 ⁇ ” in the region of x 2 ⁇ x ⁇ x 3 , and “ ⁇ 3 ⁇ ” in the region of x 3 ⁇ x.
  • the profile ⁇ ′ (x) in the x direction of the added phase differential image obtained by adding the stepped data S (x) by the stepped data adding unit 32 decreases monotonously in the x direction as shown in FIG. 4C. It becomes almost linear.
  • the offset data storage unit 33 includes a phase differential generated by the phase differential image generation unit 30 during imaging (pre-imaging) in a state where the subject H is not disposed between the X-ray source 11 and the imaging unit 12.
  • stepped data hereinafter referred to as the first stepped data
  • An added phase differential image hereinafter referred to as a first added phase differential image
  • the offset data storage unit 33 is configured by a nonvolatile storage device such as a flash memory.
  • phase differential image (hereinafter referred to as a second phase differential image) generated by the phase differential image generation unit 30 during imaging (main imaging) with the subject H disposed between the X-ray source 11 and the imaging unit 12.
  • Step data (hereinafter referred to as second step data) created by the step data creation unit 31 based on the second phase differential image is added to the step data addition unit 32.
  • the added phase differential image (hereinafter referred to as a second added phase differential image) is input to the subtraction processing unit 34.
  • the system control unit 18 uses the first added phase differential image obtained by the stepped data addition unit 32 in the case of pre-imaging as an offset data storage unit. 33, and in the case of actual photographing, control is performed so that the second added phase differential image obtained by the stepped data addition unit 32 is input to the subtraction processing unit 34.
  • the system control unit 18 inputs the second added phase differential image to the subtraction processing unit 34 and reads the first added phase differential image stored in the offset data storage unit 33 to obtain the subtraction processing unit. 34.
  • the subtraction processing unit 34 performs offset correction for subtracting the first added phase differential image from the second added phase differential image, and outputs the corrected phase differential image (hereinafter referred to as a corrected phase differential image) as a phase. Input to the contrast image generation unit 35.
  • the phase contrast image generation unit 35 generates a phase contrast image by integrating the input corrected phase differential image along the scanning direction (x direction).
  • the phase contrast image generated by the phase contrast image generation unit 35 is recorded in the image recording unit 15, and then output to the console 17 and displayed on the monitor 17a.
  • the input unit 17b of the console 17 allows an operator to input a shooting instruction and the content of the instruction.
  • a switch, a touch panel, a mouse, a keyboard or the like is used as the input unit 17b.
  • X-ray imaging conditions such as tube voltage of the X-ray tube and X-ray irradiation time, imaging timing, and the like are input.
  • the monitor 17a is composed of a liquid crystal display or a CRT display, and displays characters such as X-ray imaging conditions and the phase contrast image.
  • the FPD 20 includes an image receiving unit 41 in which a plurality of pixels 40 that convert X-rays into electric charges and accumulate them two-dimensionally on the active matrix substrate along the x direction and the y direction.
  • the scanning circuit 42 controls the readout timing of the charges, and the readout circuit 43 that reads the charges from the pixels 40, converts the charges into image data, and outputs the image data.
  • the scanning circuit 42 and each pixel 40 are connected by a scanning line 44 for each row, and the readout circuit 43 and each pixel 40 are connected by a signal line 45 for each column.
  • the arrangement pitch of the pixels 40 is about 100 ⁇ m in each of the x direction and the y direction.
  • the pixel 40 directly converts X-rays into charges by a conversion layer (not shown) such as amorphous selenium, and directly stores the converted charges in a capacitor (not shown) connected to an electrode below the conversion layer.
  • This is a conversion type X-ray detection element.
  • Each pixel 40 is provided with a TFT switch (not shown).
  • the gate electrode of the TFT switch is connected to the scanning line 44, the source electrode is connected to the capacitor, and the drain electrode is connected to the signal line 45.
  • the TFT switch is turned on by the drive pulse from the scanning circuit 42, the charge accumulated in the capacitor is read out to the signal line 45.
  • the pixel 40 temporarily converts X-rays into visible light using a scintillator (not shown) made of gadolinium oxide (Gd 2 O 3 ), cesium iodide (CsI), or the like, and converts the converted visible light into a photodiode ( It is also possible to use an indirect conversion type X-ray detection element that converts the charge into a charge and stores it.
  • an FPD based on a TFT panel is used as a radiation image detector.
  • the present invention is not limited to this, and various types of radiation image detectors based on a solid-state imaging device such as a CCD sensor or a CMOS sensor. It is also possible to use.
  • the readout circuit 43 includes an integration amplifier, a correction circuit, an A / D converter (none of which are shown), and the like.
  • the integrating amplifier integrates the charges output from each pixel 40 via the signal line 45 and converts them into a voltage signal (image signal).
  • the A / D converter converts the image signal converted by the integrating amplifier into digital image data.
  • the correction circuit performs dark current correction, gain correction, linearity correction, and the like on the image data, and inputs the corrected image data to the memory 13.
  • X-ray shielding portion 21a of the first absorption grating 21, at a predetermined pitch p 1 in the x-direction, are arranged at a predetermined interval d 1 from each other, in a portion of the distance d 1
  • the X-ray low absorption part 21b is provided.
  • X-rays shielding portions 22a of the second absorption-type grating 22, at a predetermined pitch p 2 in the x-direction are arranged at a predetermined distance from each other d 2, in a portion of the distance d 2,
  • An X-ray low absorption part 22b is provided.
  • the first and second absorption gratings 21 and 22 do not give a phase difference to incident X-rays but give an intensity difference, and are also called amplitude gratings.
  • the X-ray low absorption portions 21b and 22b are preferably made of silicon (Si) or a polymer, and may be voids.
  • the first and second absorption type gratings 21 and 22 are configured to project X-rays that have passed through the X-ray low absorption portions 21b and 22b linearly (geometrically). Specifically, by setting the distances d 1 and d 2 to a value sufficiently larger than the peak wavelength of the X-rays emitted from the X-ray source 11, most of the X-rays included in the irradiated X-rays are reduced to X-rays. Without being diffracted by the absorbers 21b and 22b, it is configured to pass while maintaining straightness.
  • the peak wavelength of the X-ray is about 0.4 mm.
  • the distances d 1 and d 2 are set to about 1 to 10 ⁇ m, most of the X-rays are projected linearly without being diffracted by the X-ray low absorption portions 21b and 22b.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are about 2 to 20 ⁇ m.
  • the X-ray irradiated from the X-ray source 11 is not a parallel beam but a cone beam having an X-ray focal point as a light emission point, and therefore the first period formed by passing through the first absorption type grating 21.
  • the pattern image (hereinafter referred to as G1 image) is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 11a.
  • the lattice pitch p 2 and the interval d 2 of the second absorption type grating 22 are such that the pattern of the X-ray low absorption part 22 b substantially matches the periodic pattern of the bright part of the G1 image at the position of the second absorption type grating 22. Has been determined to be.
  • the grating pitch p 2 and the distance d 2 are determined so as to satisfy the relationship of the following expressions (1) and (2).
  • the distance L 2 from the first absorption type grating 21 to the second absorption type grating 22 is limited to the Talbot interference distance determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength.
  • the first absorption grating 21 projects the incident X-rays without diffracting, and the G1 image of the first absorption grating 21 is the first one. because at every position of the rear absorption gratings 21 of similarly obtained, the distance L 2, can be set independently of the Talbot distance.
  • the imaging unit 12 of the present embodiment does not constitute a Talbot interferometer, but it is assumed that X-ray diffraction occurs in the first absorption grating 21 and a Talbot interference effect is generated.
  • the Talbot interference distance Z m is expressed by the following equation (3) using the grating pitch p 1 of the first absorption grating 21, the X-ray wavelength (peak wavelength) ⁇ , and a positive integer m.
  • Expression (3) is an expression representing the Talbot interference distance when the X-rays emitted from the X-ray source 11 are cone beams. “Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No. 10, October 2008, 8077 ”.
  • the X-ray shielding portions 21a and 22a preferably shield (absorb) X-rays completely in order to generate a periodic pattern image with high contrast.
  • the materials having excellent X-ray absorption properties gold, platinum) Etc.
  • the tube voltage of the X-ray tube is 50 kV, it is preferable to shield 90% or more of the irradiated X-rays, and the thicknesses of the X-ray shielding portions 21a and 22a are preferably in the range of 10 ⁇ m to 200 ⁇ m.
  • the G1 image generated by the first absorption type grating 21 is partially overlapped with the second absorption type grating 22.
  • a second periodic pattern image (hereinafter referred to as G2 image) is generated by being shielded and intensity-modulated. This G2 image is picked up by the FPD 20.
  • the G2 image detected by the FPD 20 is modulated by the subject H.
  • This modulation amount is proportional to the angle of the X-ray deflected by the refraction effect by the subject H. Therefore, a phase contrast image of the subject H can be generated by analyzing the G2 image detected by the FPD 20.
  • Reference numeral 50 indicates an X-ray path that goes straight when the subject H does not exist. X-rays traveling along the path 50 pass through the first and second absorption gratings 21 and 22 and enter the FPD 20.
  • Reference numeral 51 indicates an X-ray path refracted and deflected by the subject H when the subject H exists. X-rays traveling along the path 51 pass through the first absorption type grating 21 and are then shielded by the X-ray shielding part 22 a of the second absorption type grating 22.
  • phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H is expressed by the following equation (5), where n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H, and z is the direction in which the X-ray travels.
  • the G1 image projected from the first absorption type grating 21 to the position of the second absorption type grating 22 is displaced in the x direction by an amount corresponding to the refraction angle ⁇ due to refraction of X-rays at the subject H. .
  • This displacement amount ⁇ x is approximately expressed by the following equation (6) based on the fact that the X-ray refraction angle ⁇ is very small.
  • the refraction angle ⁇ is expressed by the following equation (7) using the X-ray wavelength ⁇ and the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H.
  • the displacement ⁇ x of the G1 image due to X-ray refraction at the subject H is related to the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H.
  • This displacement amount ⁇ x is related to the phase shift amount ⁇ of the intensity modulation signal of each pixel 40 detected by the FPD 20 as shown in the following equation (8).
  • the phase shift amount ⁇ of the intensity modulation signal of each pixel 40 is obtained from the equation (8), and the differential amount of the phase shift distribution ⁇ (x) is obtained using the equation (7).
  • the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H that is, the phase contrast image of the subject H can be generated.
  • phase differential image generation unit 30 generates the first and second phase differential images by calculating the phase shift amount ⁇ using the fringe scanning method described below.
  • the fringe scanning method imaging is performed while one of the first and second absorption type gratings 21 and 22 is translated in the x direction relative to the other (that is, while changing the phase of the grating period of both). Take a picture).
  • the second absorption type grating 22 is moved by the scanning mechanism 23 described above.
  • the moire fringes generated in the G2 image move with the movement of the second absorption type grating 22, and the translational distance (the amount of movement in the x direction) is one period of the grating period of the second absorption type grating 22 (grating When the pitch (p 2 ) is reached (that is, when the phase change reaches 2 ⁇ ), the original position is restored.
  • phase differential image generation unit 30 calculates a phase shift amount ⁇ of the intensity modulation signal for each pixel. This two-dimensional distribution of the phase shift amount ⁇ corresponds to a phase differential image.
  • FIG. 7 schematically shows how the second absorption grating 22 is moved by the scanning pitch (p 2 / M) obtained by dividing the grating pitch p 2 into M (an integer of 2 or more).
  • the initial position of the second absorption type grating 22 is set such that the dark part of the G1 image at the position of the second absorption type grating 22 when the subject H is not present is almost at the X-ray shielding part 22a.
  • the X-ray component (non-refractive component) that is not refracted by the subject H passes through the second absorption grating 22.
  • the X-ray component (refractive component) refracted by the subject H increases.
  • x is the coordinate in the x direction of the pixel
  • a 0 is the intensity of the incident X-ray
  • a n is a value corresponding to the contrast of the intensity-modulated signal
  • n represents a positive integer
  • i is the imaginary unit.
  • ⁇ (x) represents the refraction angle ⁇ as a function of the coordinate x of the pixel 40.
  • arg [] means extraction of declination, and corresponds to the phase shift amount ⁇ (x) at the coordinate x as shown in the following equation (12).
  • equation (12) is expressed by an arctangent function as shown in the following equation (13).
  • the pixel data I k (x) obtained at each pixel 40 periodically changes with a period of the grating pitch p 2 with respect to the position k of the second absorption type grating 22.
  • a broken line in the figure illustrates an intensity modulation signal obtained at the time of pre-photographing, and has a phase shift amount ⁇ 1 (x).
  • the solid line exemplifies an intensity modulation signal obtained at the time of actual photographing, and has a phase shift amount ⁇ 2 (x).
  • the phase shift amount ⁇ 1 (x) at the time of pre-photographing is caused by distortion of the first and second absorption gratings 21 and 22, manufacturing error, arrangement error, and the like.
  • FIG. 8A illustrates an intensity modulation signal of the pixel 40 on which X-rays transmitted through the subject H are incident, and the phase shift ( ⁇ 2 (x) ⁇ 1 (x )) Has occurred.
  • FIG. 8B exemplifies the intensity modulation signal of the pixel 40 located in the blank region outside the region where the subject H is arranged. In this case, since the intensity-modulated signal is not affected by the subject H, ⁇ 2 (x) and ⁇ 1 (x) should be equal, but the first and When the positional relationship between the second absorption type gratings 21 and 22 varies, a deviation occurs.
  • the scanning pitch (p 2 / M) can be controlled with relatively high accuracy.
  • the error does not return to the original position accurately and cannot be ignored (several ⁇ m). May occur.
  • This error corresponds to the amount of change in the positional relationship between the first and second absorption gratings 21 and 22 between the pre-photographing and the main photographing.
  • the y coordinate in the y direction of the pixel 40 is not taken into consideration.
  • the two-dimensional images ⁇ 1 (x, y) and ⁇ 2 (x , Y) corresponds to the above-described first phase differential image
  • the two-dimensional image ⁇ 2 (x, y) corresponds to the above-described second phase differential image.
  • the phase differential image is a two-dimensional distribution of the phase shift ⁇ , but if it has a proportional relationship with the differential value of the phase shift distribution ⁇ (x, y), the refraction angle ⁇ , etc.
  • a two-dimensional distribution of any physical quantity may be used as a phase differential image.
  • step S10 when an instruction to start pre-imaging is given from the input unit 17b of the console 17 (step S10; YES), the respective units of the X-ray imaging system 10 operate in cooperation, and the second absorption grating While moving 22, X-ray exposure by the X-ray source 11 and detection operation by the FPD 20 are performed at each scanning position, and a plurality of image data is generated (step S11).
  • the above-described moire fringes are generated in each image data.
  • the position of the moire fringe is moved in the x-direction in response to a change in the scanning position k, it returns to the original position when the scanning position k is changed one period corresponds to the grating pitch p 2.
  • the first differential phase image ⁇ 1 (x, y) is generated by the differential phase image generation unit 30 using the above equation (13) (step S12).
  • the first differential phase image ⁇ 1 (x, y) as shown in FIG. 11A, moire fringes having a period 1 ⁇ 2 times the moire fringes of the image data are generated. In this moire fringe, the darker color portion is closer to ⁇ / 2, and the whiter portion is closer to ⁇ / 2.
  • a portion that changes from black to white along the x direction (from bottom to top in the figure) is a boundary line BL that changes from ⁇ / 2 to ⁇ / 2.
  • the stepped data creation unit 31 generates first stepped data S 1 (x, y) as shown in FIG.
  • the boundary line BL is obtained by searching upward from the origin with the origin of the coordinate x as the lower end. However, as shown in FIG. The boundary line BL may be obtained by searching from the top to the bottom with the upper end. In this case, since the value changes from ⁇ / 2 to ⁇ / 2 at the boundary line BL, the first step data S 1 (x, y) is generated as shown in FIG. Is done.
  • the profiles relating to the x direction in FIGS. 11A and 11B correspond to FIGS. 3A and 3B
  • the profiles relating to the x direction in FIGS. 12A and 12B correspond to FIGS. 4A and 4B.
  • the first step-like data S 1 (x, y) is added to the first phase differential image ⁇ 1 (x, y) by the step-like data adding unit 32, and the first added phase differential image ⁇ . 1 ′ (x, y) is generated (step S14).
  • the profile in the x direction of the first added phase differential image ⁇ 1 ′ (x, y) is substantially linear as shown in FIG. 3C, and in the case of FIG.
  • the first added phase differential image ⁇ 1 ′ (x, y) is stored in the offset data storage unit 33 as offset data (step S15).
  • This pre-imaging does not need to be performed every time before the actual imaging, and is appropriately performed when the X-ray imaging system 10 is started up.
  • pre-photographing is performed once after pre-photographing, the existing offset data stored in the offset data storage unit 33 is overwritten on the newly obtained offset data.
  • main imaging is performed in a state where the subject H is disposed between the X-ray source 11 and the first absorption grating 21.
  • the second absorption type grating 22 is moved as in the pre-imaging, X-ray exposure by the X-ray source 11 and detection operation by the FPD 20 are performed at each scanning position, and a plurality of image data is generated (step S21).
  • phase differential image generation unit 30 generates the second phase differential image ⁇ 2 (x, y) using the above equation (13) (step S22).
  • moire fringes are also generated in the second phase differential image ⁇ 2 (x, y).
  • the stepped data creation unit 31 generates second stepped data S 2 (x, y) (step S23)
  • the stepped data addition unit 32 generates the second stepped data S2 (x, y).
  • the second step-like data S 2 (x, y) is added to the phase differential image ⁇ 2 (x, y) of the second phase difference image ⁇ 2 (x, y) to generate a second added phase differential image ⁇ 2 ′ (x, y) ( Step S24).
  • the profile in the x direction of the second added phase differential image ⁇ 2 ′ (x, y) is substantially linear. Note that the refraction of X-rays by the subject H has an effect of slightly deforming the linear profile.
  • the second added phase differential image ⁇ 2 ′ (x, y) is input to the subtraction processing unit 34, and the first added phase differential image ⁇ 1 ′ (x, y) is obtained from the offset data storage unit 33. Read out and input to the subtraction processing unit 34. Then, the subtraction processing unit 34 performs offset correction for subtracting the first added phase differential image ⁇ 1 ′ (x, y) from the second added phase differential image ⁇ 2 ′ (x, y). A corrected phase differential image is generated (step S25). Since the first and second added phase differential images ⁇ 1 ′ (x, y) and ⁇ 2 ′ (x, y) are both linearly profiled in the x direction, correction after the subtraction process is performed. From the completed phase differential image, the occurrence of artifacts due to the positional variation of the first and second absorption gratings 21 and 22 between the pre-photographing and the main photographing as in the prior art is prevented.
  • the corrected phase differential image generated by the subtraction processing unit 34 is input to the phase contrast image generation unit 35, and integration processing in the x direction is performed to generate a phase contrast image (step S26).
  • the phase contrast image is recorded in the image recording unit 15 and then output to the console 17 and displayed on the monitor 17a (step S27).
  • the main photographing operation is completed.
  • the staircase data adder 32 generates the first and second phase differential images ⁇ 1 (x, y), ⁇ 2 (x, It is preferable that the following processing is performed for y).
  • a boundary point whose value changes from ⁇ / 2 to ⁇ / 2 or from ⁇ / 2 to ⁇ / 2 is obtained, and is added by ⁇ or ⁇ every time the boundary point is passed from the origin,
  • S 1 (0, y) is “ ⁇ ” when 0 ⁇ y ⁇ y 1 and “ ⁇ when y 1 ⁇ y ⁇ y 2 ”. “ ⁇ 2 ⁇ ” when y 2 ⁇ y ⁇ y 3 , and “ ⁇ 3 ⁇ ” when y 3 ⁇ y.
  • the first step data S 1 (x, y) may be obtained.
  • S 1 (0, 0) may be a value other than “0”.
  • any position among the four corners of the first differential phase image ⁇ 1 (x, y) may be used as the origin.
  • a multi slit (ray source grid) 60 is arranged on the emission side of the X-ray source 11.
  • the X-ray imaging system of the second embodiment has the same configuration as that of the first embodiment except that the multi-slit 60 is provided.
  • the multi-slit 60 is an absorption-type grating having the same configuration as the first and second absorption-type gratings 21 and 22, and a plurality of X-ray shielding portions 61 extending in the y direction are periodically arranged in the x direction. It is a thing.
  • the multi-slit 60 partially shields the X-rays from the X-ray source 11 to reduce the effective focal size in the x direction, and forms a large number of point light sources (dispersed light sources) in the x direction. , G1 image blur is suppressed.
  • an X-ray low absorption part (not shown) is provided between the X-ray shielding parts 61 adjacent in the x direction.
  • the first absorption type grating 21 is configured to linearly project the X-rays that have passed through the X-ray low absorption part 21b, but the present invention has this configuration.
  • the present invention is not limited thereto, and a configuration described in Japanese Patent No. 4445397 in which a so-called Talbot interference effect is generated by diffracting X-rays by the first absorption type grating 21 may be employed.
  • the first absorption-type grating 21 is a diffraction grating
  • the distance L 2 between the first and second absorption-type gratings 21 and 22 is set as the Talbot interference distance
  • Talbot interference is performed. Configure the total.
  • a G1 image (self-image) generated by the first grating 21 due to the Talbot interference effect is formed at the position of the second absorption grating 22.
  • the first absorption type grating 21 may be a phase type grating (phase type diffraction grating).
  • the thickness and material should be set so that a phase difference of “ ⁇ ” or “ ⁇ / 2” occurs in the X-ray between the X-ray high absorption portion 21a and the X-ray low absorption portion 21b. good.
  • the subject H is arranged between the X-ray source 11 and the first absorption type grating 21, but the subject H is arranged with the first absorption type grating 21.
  • the second absorption type grating 22 is provided independently of the FPD 20, but an X-ray image detector having a configuration disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2009-133823.
  • the second absorption type grating 22 can be omitted by using.
  • the X-ray image detector of the present embodiment is a direct conversion type X-ray image detector including a conversion layer that converts X-rays into charges, and a charge collection electrode that collects charges converted in the conversion layer.
  • the charge collection electrode of each pixel is configured by arranging a plurality of linear electrode groups formed by electrically connecting linear electrodes arranged at a constant period so that their phases are different from each other.
  • the charge collection electrode constitutes an intensity modulation unit.
  • pixels 71 are two-dimensionally arranged at a constant pitch along the x and y directions, and each pixel 71 is provided with a conversion layer that converts X-rays into charges.
  • a charge collecting electrode 72 for collecting the converted charge is formed.
  • the charge collection electrode 72 includes first to sixth linear electrode groups 72a to 72f, and the phase of the arrangement period of the linear electrodes of each linear electrode group is shifted by ⁇ / 3.
  • the phase of the first linear electrode group 72a is 0, the phase of the second linear electrode group 72b is ⁇ / 3, the phase of the third linear electrode group 72c is 2 ⁇ / 3, The phase of the fourth linear electrode group 72d is ⁇ , the phase of the fifth linear electrode group 72e is 4 ⁇ / 3, and the phase of the sixth linear electrode group 72f is 5 ⁇ / 3.
  • each pixel 71 is provided with a switch group 73 for reading out the charges collected by the charge collecting electrode 72.
  • the switch group 73 includes TFT switches provided in each of the first to sixth linear electrode groups 72a to 72f.
  • the charges collected by the first to sixth linear electrode groups 72a to 72f are individually read out by controlling the switch group 73, so that six types of G2 images having different phases can be detected by one imaging. Is done.
  • a phase contrast image is generated based on a plurality of image data corresponding to the six types of G2 images. Since other configurations are the same as those of the first embodiment, description thereof will be omitted.
  • the second absorption type grating 22 is not required from the imaging unit 12, the cost can be reduced and the thickness can be further reduced. Further, in the present embodiment, since a plurality of G2 images that have been intensity-modulated with different phases can be detected by one imaging, physical scanning for fringe scanning becomes unnecessary, and the scanning mechanism 23 becomes unnecessary.
  • a charge collecting electrode 72 having the above-described configuration a charge collecting electrode having another configuration described in Japanese Patent Laid-Open No. 2009-133823 can be used.
  • the G1 image obtained by the X-ray image detector is directly detected, and periodically sampled while changing the phase by signal processing. It is also possible to generate image data corresponding to a plurality of G2 images having different phases.
  • the phase differential image is obtained by the fringe scanning method.
  • the present invention is not limited to this, and the phase differential image is obtained by the Fourier transform method described in International Publication WO 2010/050383. You may ask for.
  • This Fourier transform method obtains a Fourier spectrum of moire fringes generated in image data by Fourier transforming one piece of image data obtained by an X-ray image detector, and a spectrum corresponding to the carrier frequency from this Fourier spectrum.
  • This is a method of obtaining a phase differential image by performing inverse Fourier transform by separating. In this case, it is not necessary to move the first and second absorption gratings 21 and 22, and the scanning mechanism 23 is not necessary.
  • Each of the embodiments described above is not limited to a radiographic system for medical diagnosis, but can be applied to other radiographic systems for industrial use.
  • X-rays gamma rays or the like can be used as radiation.

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Abstract

　プレ撮影と本撮影との間での格子位置の変動によるアーチファクトの発生を防止する。被検体を配置しない状態でのプレ撮影時に生成される第１の位相微分像と、被検体を配置した状態での本撮影時に生成される第２の位相微分像とについて、値がπ／２から－π／２、または－π／２からπ／２に変化する境界線を求め、所定方向に境界線を通過するたびにπまたは－πずつ変化する第１の階段状データと第２の階段状データとそれぞれを作成する。第１の位相微分像に第１の階段状データを加算して第１の加算済位相微分像を生成し、第２の位相微分像に前記第２の階段状データを加算して第２の加算済位相微分像を生成する。第２の加算済位相微分像から第１の加算済位相微分像を減算して補正済位相微分像を生成する。

Description

放射線撮影システム及びその画像処理方法
　本発明は、放射線により被検体の撮影を行う放射線撮影システム及びその画像処理方法に関し、特に、縞走査法を用いた放射線撮影システム及びその画像処理方法に関する。
　放射線、例えば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、被検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。
　一般的なＸ線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線を検出するＸ線画像検出器との間に被検体を配置して、被検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Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性（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線画像検出器の各画素に入射する。この結果、被検体のＸ線吸収像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、輝尽性蛍光体パネルのほか、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。
　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るため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収像としての十分な画像の濃淡（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線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。
　このような問題を背景に、近年、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と言う）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、２枚の透過型回折格子と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線撮影システムが知られている（例えば、特許文献１、非特許文献１参照）。
　Ｘ線タルボ干渉計は、被検体の背後に第１の回折格子を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まるタルボ干渉距離だけ下流に第２の回折格子を配置し、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。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（縞画像）を形成する距離である。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検体によるＸ線の位相変化により変調を受ける。
　このＸ線撮影システムでは、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強度変調された縞画像の被検体による変化から縞走査法により被検体の位相コントラスト画像が取得される。縞走査法とは、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の回折格子の格子線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（走査）させながら各走査位置で撮影を行う方法である。Ｘ線画像検出器で得られる各画素の画素データの上記走査位置に対する強度変化を表す強度変調信号の位相のズレ量から位相微分像が生成される。この位相微分像は、被検体で屈折したＸ線の角度分布を表す。位相微分像を走査方向に沿って積分することにより被検体の位相コントラスト画像が得られる。この縞走査法は、レーザ光を利用した撮影装置においても用いられている（例えば、非特許文献２参照）。
　縞走査法では、位相コントラスト画像の画質には、第１の回折格子と第２の回折格子との位置関係が強く影響する。第１の回折格子または第２の回折格子に、歪みや、作製誤差、配置誤差などが生じると、上記位相微分像に、歪みや誤差に応じたオフセットが付加され、位相コントラスト画像の画質が劣化してしまう。特許文献１には、被検体を配置せずにプレ撮影を行うことで得られる位相微分像をオフセットデータとして記憶しておき、被検体を配置した本撮影で得られた位相微分像から、該オフセットデータを減算することにより、被検体情報のみが反映された位相微分像を生成することが記載されている。
特許第４４４５３９７号公報
C. David, et al., Applied Physics Letters, Vol.81, No.17, 2002年10月，3287頁 Hector Canabal, et al., Applied Optics, Vol.37, No.26, 1998年9月，6227頁
　しかしながら、特許文献１に記載された位相微分像のオフセット補正方法では、プレ撮影と本撮影とが被検体の有無以外については同一の撮影条件であることが必要であるため、プレ撮影と本撮影との間で第１及び第２の回折格子の相対走査の開始位置が変動した場合には、その変動に起因したアーチファクトが発生してしまうといった問題がある。
　このアーチファクトの発生原因は、強度変調信号の位相ズレ量の計算式に起因している。位相ズレ量は、特許文献１の第７頁に記載されているように、複素平面での偏角の抽出、すなわち逆正接関数（ｔａｎ－１）を計算することにより得られ、その値域は、－π／２～π／２である。このため、プレ撮影で得られる位相微分像に、第１及び第２の回折格子に起因するモアレ縞が生じた場合には、図１７（ａ）に示すように、モアレ縞に直交する方向に関するプロファイルψ１（ｘ）は、値が±π／２を跨ぐ部分で不連続となり、ノコギリ状となる。このモアレ縞は、本撮影で得られる位相微分像にも現れ、同図（ｂ）に示すように、モアレ縞に直交する方向に関するプロファイルψ２（ｘ）は、同様にノコギリ状となる。
　プレ撮影時と本撮影時とで、第１及び第２の回折格子の相対走査の開始位置に変動がない場合には、上記プロファイルψ１（ｘ）、ψ２（ｘ）は同一となるため、上記オフセット補正により互いに相殺される。一方、プレ撮影時と本撮影時とで該相対走査の開始位置に変動が生じ、上記プロファイルψ１（ｘ）、ψ２（ｘ）の間でずれδが生じた場合には、上記オフセット補正により得られる両者の差分画像には、同図（ｃ）に示すように、値がほぼπの帯状のアーチファクトが残留する。
　このアーチファクトは、プレ撮影と本撮影との間での走査開始位置の変動に限られず、プレ撮影と本撮影との間で第１及び第２の回折格子の位置関係に何らかの変動があった場合にも生じ得る。
　本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、プレ撮影と本撮影との間での格子位置の変動によるアーチファクトの発生を防止することを可能とする放射線撮影システム及びその画像処理方法を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影システムは、放射線源から照射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像に対して強度変調を与えて第２の周期パターン像を生成する強度変調部と、前記第１の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分像を生成する位相微分像生成部と、被検体を配置しない状態でのプレ撮影時に前記位相微分像生成部により生成される第１の位相微分像と、被検体を配置した状態での本撮影時に前記位相微分像生成部により生成される第２の位相微分像とについて、値がπ／２から－π／２、または－π／２からπ／２に変化する境界線を求め、所定方向に該境界線を通過するたびにπまたは－πずつ変化する第１の階段状データと第２の階段状データとそれぞれを作成する階段状データ作成部と、前記第１の位相微分像に前記第１の階段状データを加算して第１の加算済位相微分像を生成し、前記第２の位相微分像に前記第２の階段状データを加算して第２の加算済位相微分像を生成する階段状データ加算部と、前記第２の加算済位相微分像から前記第１の加算済位相微分像を減算して補正済位相微分像を生成する減算処理部と、を備える。
　本発明の放射線撮影システムは、前記補正済位相微分像を前記第１の格子の周期方向に沿って積分処理することにより、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をさらに備える。
　本発明の放射線撮影システムは、前記第１の加算済位相微分像を記憶する記憶部をさらに備える。
　本発明の放射線撮影システムは、前記プレ撮影または前記本撮影の指示を入力する入力部と、前記入力部により前記プレ撮影の指示が入力された場合に、前記強度変調部、前記放射線画像検出器、前記位相微分像生成部、前記階段状データ作成部、前記階段状データ加算部を動作させ、前記階段状データ加算部により生成される前記第１の加算済位相微分像を前記記憶部に記憶させる制御部と、をさらに備える。
　前記強度変調部は、前記第１の周期パターン像に対して位相が異なる複数の相対位置で強度変調を与えて複数の第２の周期パターン像を生成し、前記放射線画像検出器は、前記各第２の周期パターン像を検出して複数の画像データを生成し、前記位相微分像生成部は、前記複数の画像データに基づき、前記相対位置に対する画素データの強度変化を表す強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより前記位相微分像を生成する。
　前記強度変調部は、前記第１の周期パターン像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、前記第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査部とからなる。
　前記第１の格子は、吸収型格子であり、前記放射線源からの放射線を前記第１の周期パターン像として前記第２の格子に投影する。
　前記第１の格子は、位相型格子であり、前記放射線源からの放射線をタルボ干渉効果により前記第１の周期パターン像として前記第２の格子の位置に形成するものであってもよい。
　本発明の放射線撮影システムは、前記放射線源の射出側に線源格子を備える。
　本発明の画像処理方法は、放射線源から照射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像に対して強度変調を与えて第２の周期パターン像を生成する強度変調部と、前記第１の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分像を生成する位相微分像生成部と、を備えた放射線撮影システムに用いられる画像処理方法であって、被検体を配置しない状態でのプレ撮影時に前記位相微分像生成部により生成される第１の位相微分像と、被検体を配置した状態での本撮影時に前記位相微分像生成部により生成される第２の位相微分像とについて、値がπ／２から－π／２、または－π／２からπ／２に変化する境界線を求め、所定方向に該境界線を通過するたびにπまたは－πずつ変化する第１の階段状データと第２の階段状データとそれぞれを作成するステップと、前記第１の位相微分像に前記第１の階段状データを加算して第１の加算済位相微分像を生成し、前記第２の位相微分像に前記第２の階段状データを加算して第２の加算済位相微分像を生成するステップと、前記第２の加算済位相微分像から前記第１の加算済位相微分像を減算して補正済位相微分像を生成するステップと、を有する。
　本発明によれば、第１及び第２の位相微分像に第１及び第２の階段状データを加算することにより、第１及び第２の加算済位相微分像は、いずれも連続的なプロファイルとなるため、両者を減算して得られる補正済位相微分像には、プレ撮影と本撮影との間での格子位置の変動によるアーチファクトは発生しない。
本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。 画像処理部の構成を示すブロック図である。 位相微分像のプロファイルを示すグラフである。 階段状データを示すグラフである。 加算済位相微分像のプロファイルを示すグラフである。 位相微分像のプロファイルを示すグラフである。 階段状データを示すグラフである。 加算済位相微分像のプロファイルを示すグラフである。 フラットパネル検出器の構成を示す模式図である。 第１及び第２の吸収型格子の構成を示す概略側面図である。 縞走査法を説明するための説明図である。 被検体を透過したＸ線が入射する画素の強度変調信号を例示するグラフである。 素抜け領域の画素の強度変調信号を例示するグラフである。 Ｘ線撮影システムのプレ撮影時の作用を示すフローチャートである。 各走査位置で得られる画像データを例示する図である。 （ａ）は、第１の位相微分像を例示する図であり、（ｂ）は、座標ｘの原点を下端とした場合に算出される第１の階段状データを示す図である。 （ａ）は、第１の位相微分像を例示する図であり、（ｂ）は、座標ｘの原点を上端とした場合に算出される第１の階段状データを示す図である。 Ｘ線撮影システムの本撮影時の作用を示すフローチャートである。 （ａ）は、回転モアレが生じた場合の第１の位相微分像を例示する図であり、（ｂ）は、この場合の第１の階段状データを示す図である。 本発明の第２実施形態で用いるマルチスリットを示す図である。 本発明の第４実施形態で用いられるＸ線画像検出器の構成を示す模式図である。 従来のＸ線撮影システムで発生するアーチファクトを示すグラフである。
（第１実施形態）
　図１において、本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影システム１０は、Ｘ線源１１、撮影部１２、メモリ１３、画像処理部１４、画像記録部１５、撮影制御部１６、コンソール１７、及びシステム制御部１８を備えている。Ｘ線源１１は、被検体ＨにＸ線を照射する。撮影部１２は、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被検体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する。メモリ１３は、撮影部１２から読み出された画像データを記憶する。画像処理部１４は、メモリ１３に記憶される複数の画像データを画像処理して位相コントラスト画像を生成する。画像記録部１５は、画像処理部１４により生成された位相コントラスト画像を記録する。撮影制御部１６は、Ｘ線源１１及び撮影部１２の制御を行う。コンソール１７は、モニタ１７ａ及び入力部１７ｂを備えている。システム制御部１８は、入力部１７ｂから入力される操作信号に基づいてＸ線撮影システム１０の全体を統括的に制御する。
　Ｘ線源１１は、高電圧発生器、Ｘ線管、コリメータ（いずれも図示せず）等から構成されており、撮影制御部１６の制御に基づいて、被検体ＨにＸ線を照射する。例えば、Ｘ線管は、回転陽極型であり、高電圧発生器からの電圧に応じて、フィラメントから電子線を放出し、所定の速度で回転する回転陽極に電子線を衝突させることによりＸ線を発生する。回転陽極は、電子線が固定位置に当り続けることによる劣化を軽減するために回転している。電子線の衝突部分が、Ｘ線を放射するＸ線焦点となる。コリメータは、Ｘ線管から発せられたＸ線のうち、被検体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限するものである。
　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）２０、被検体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出して位相イメージングを行うための第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２が設けられている。ＦＰＤ２０は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに沿う方向（以下、ｚ方向という）に検出面が直交するように配置されている。
　第１の吸収型格子２１は、ｚ方向に直交する面内の一方向（以下、ｙ方向という）に延伸した複数のＸ線遮蔽部（Ｘ線高吸収部）２１ａが、ｚ方向及びｙ方向に直交する方向（以下、ｘ方向という）に所定のピッチｐ１で配列されたものである。同様に、第２の吸収型格子２２は、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部（Ｘ線高吸収部）２２ａが、ｘ方向に所定のピッチｐ２で配列されたものである。Ｘ線遮蔽部２１ａ，２２ａの材料としては、Ｘ線吸収性に優れる金属が好ましく、例えば、金（Ａｕ）や白金（Ｐｔ）が好ましい。
　また、撮影部１２には、第２の吸収型格子２２を格子線方向（ｙ方向）に直交する方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子２１に対する第２の吸収型格子２２との相対位置を変化させる走査機構２３が設けられている。走査機構２３は、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。走査機構２３は、後述する縞走査の際に、撮影制御部１６の制御に基づいて駆動される。詳しくは後述するが、メモリ１３には、縞走査の各走査ステップで撮影部１２により得られる画像データがそれぞれ記憶される。なお、第２の吸収型格子２２と走査機構２３とが強度変調部を構成している。
　図２において、画像処理部１４は、位相微分像生成部３０、階段状データ作成部３１、階段状データ加算部３２、オフセットデータ記憶部３３、減算処理部３４、及び位相コントラスト画像生成部３５により構成される。位相微分像生成部３０は、走査機構２３による縞走査の各走査ステップで撮影部１２により撮影され、メモリ１３に記憶された複数の画像データに基づき、位相微分像を生成する。
　階段状データ作成部３１は、位相微分像生成部３０により得られた位相微分像について、後述する位相ズレ量が、ｘ方向にπ／２から－π／２、または－π／２からπ／２に変化する境界線を求め、ｘ方向に該境界線を通過するたびにπまたは－πだけ変化する階段状データを作成する。階段状データ加算部３２は、階段状データ作成部３１により作成された階段状データを、位相微分像に加算する。階段状データが加算された位相微分像を、以下、加算済位相微分像と言う。
　図３Ａにおいて、位置ｘ１，ｘ２，ｘ３は、位相微分像のｘ方向に関するプロファイルψ（ｘ）がπ／２から－π／２に変化する境界線の位置を示している。この場合、階段状データ作成部３１により作成される階段状データＳ（ｘ）は、図３Ｂに示すように、０≦ｘ＜ｘ１の領域で“０”、ｘ１≦ｘ＜ｘ２の領域で“π”、ｘ２≦ｘ＜ｘ３の領域で“２π”、ｘ３≦ｘの領域で“３π”となる。そして、階段状データ加算部３２により階段状データＳ（ｘ）が加算された加算済位相微分像のｘ方向に関するプロファイルψ’（ｘ）は、図３Ｃに示すように、ｘ方向に単調増加するほぼ直線状となる。
　図４Ａにおいて、位置ｘ１，ｘ２，ｘ３は、位相微分像のｘ方向に関するプロファイルψ（ｘ）が－π／２からπ／２に変化する境界線の位置を示している。この場合、階段状データ作成部３１により作成される階段状データＳ（ｘ）は、図４Ｂに示すように、０≦ｘ＜ｘ１の領域で“０”、ｘ１≦ｘ＜ｘ２の領域で“－π”、ｘ２≦ｘ＜ｘ３の領域で“－２π”、ｘ３≦ｘの領域で“－３π”となる。そして、階段状データ加算部３２により階段状データＳ（ｘ）が加算された加算済位相微分像のｘ方向に関するプロファイルψ’（ｘ）は、同図４Ｃに示すように、ｘ方向に単調減少するほぼ直線状となる。
　図２において、オフセットデータ記憶部３３は、被検体ＨをＸ線源１１と撮影部１２との間に配置しない状態での撮影（プレ撮影）時に位相微分像生成部３０により生成された位相微分像（以下、第１の位相微分像と言う）に、第１の位相微分像に基づき階段状データ作成部３１により作成された階段状データ（以下、第１の階段状データと言う）が、階段状データ加算部３２により加算されてなる加算済位相微分像（以下、第１の加算済位相微分像と言う）をオフセットデータとして記憶する。オフセットデータ記憶部３３は、フラッシュメモリ等の不揮発性記憶装置により構成される。
　一方、被検体ＨをＸ線源１１と撮影部１２との間に配置した状態での撮影（本撮影）時に位相微分像生成部３０により生成された位相微分像（以下、第２の位相微分像と言う）に、第２の位相微分像に基づき階段状データ作成部３１により作成された階段状データ（以下、第２の階段状データと言う）が、階段状データ加算部３２により加算されてなる加算済位相微分像（以下、第２の加算済位相微分像と言う）は、減算処理部３４に入力される。
　システム制御部１８は、コンソール１７の入力部１７ｂから入力される撮影指示に基づき、プレ撮影の場合には、階段状データ加算部３２により得られる第１の加算済位相微分像をオフセットデータ記憶部３３に記憶させ、本撮影の場合には、階段状データ加算部３２により得られる第２の加算済位相微分像を減算処理部３４に入力するように制御を行う。また、システム制御部１８は、第２の加算済位相微分像を減算処理部３４に入力するとともに、オフセットデータ記憶部３３に記憶されている第１の加算済位相微分像を読み出して減算処理部３４に入力する。
　減算処理部３４は、第２の加算済位相微分像から第１の加算済位相微分像を減算するオフセット補正を行い、補正後の位相微分像（以下、補正済位相微分像と言う）を位相コントラスト画像生成部３５に入力する。
　位相コントラスト画像生成部３５は、入力された補正済位相微分像を走査方向（ｘ方向）に沿って積分することにより、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３５により生成された位相コントラスト画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７に出力されてモニタ１７ａに表示される。
　コンソール１７の入力部１７ｂは、操作者が撮影指示やその指示内容を入力可能とする。この入力部１７ｂとしては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等が用いられる。入力部１７ｂの操作により、Ｘ線管の管電圧や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。モニタ１７ａは、液晶ディスプレイやＣＲＴディスプレイからなり、Ｘ線撮影条件等の文字や、上記位相コントラスト画像を表示する。
　図５において、ＦＰＤ２０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０が、ｘ方向及びｙ方向に沿ってアクティブマトリクス基板上に２次元配列されてなる受像部４１と、画素４０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、画素４０から電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して出力する読み出し回路４３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４４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４５によって接続されている。画素４０の配列ピッチは、ｘ方向及びｙ方向にそれぞれ１００μｍ程度である。
　画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）により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Ｘ線検出素子である。各画素４０には、ＴＦＴスイッチ（図示せず）が設けられ、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４４、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４５に接続される。走査回路４２からの駆動パルスによってＴＦＴスイッチがＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４５に読み出される。
　なお、画素４０は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ３）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線検出素子としてもよい。また、本実施形態では、放射線画像検出器としてＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤを用いているが、これに限られず、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放射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、補正回路、Ａ／Ｄ変換器（いずれも図示せず）等により構成されている。積分アンプは、各画素４０から信号線４５を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより変換された画像信号を、デジタルの画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ１３に入力する。
　図６において、第１の吸収型格子２１のＸ線遮蔽部２１ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されており、間隔ｄ１の部分には、Ｘ線低吸収部２１ｂが設けられている。同様に、第２の吸収型格子２２のＸ線遮蔽部２２ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されており、間隔ｄ２の部分には、Ｘ線低吸収部２２ｂが設けられている。第１及び第２の吸収型格子２１，２２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り、振幅型格子とも称される。Ｘ線低吸収部２１ｂ，２２ｂは、シリコン（Ｓｉ）やポリマーからなることが好ましく、さらには、空隙であっても良い。
　第１及び第２の吸収型格子２１，２２は、Ｘ線低吸収部２１ｂ，２２ｂを通過したＸ線を線形的（幾何光学的）に投影するように構成される。具体的には、間隔ｄ１，ｄ２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Ｘ線低吸収部２１ｂ，２２ｂ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される。例えば、前述のＸ線管の回転陽極としてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ１，ｄ２を１～１０μｍ程度とすれば、Ｘ線低吸収部２１ｂ，２２ｂで大部分のＸ線が回折されずに線形的に投影される。格子ピッチｐ１，ｐ２は、２～２０μｍ程度である。
　Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点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２１を通過することにより形成される第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子２２の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、Ｘ線低吸収部２２ｂのパターンが、第２の吸収型格子２２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１１ａから第１の吸収型格子２１までの距離をＬ１、第１の吸収型格子２１から第２の吸収型格子２２までの距離をＬ２とした場合に、格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　第１の吸収型格子２１から第２の吸収型格子２２までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計の場合には、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、本実施形態の撮影部１２では、第１の吸収型格子２１が入射Ｘ線を回折させずに投影する構成であって、第１の吸収型格子２１のＧ１像が、第１の吸収型格子２１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
　上記のように本実施形態の撮影部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２１でＸ線の回折が生じ、タルボ干渉効果が生じていると仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚｍは、第１の吸収型格子２１の格子ピッチｐ１、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（３）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　式（３）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。
　本実施形態では、前述のように距離Ｌ２をタルボ干渉距離と無関係に設定することができるため、撮影部１２のｚ方向への薄型化を目的とし、距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚ１より短い値に設定する。すなわち、距離Ｌ２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　Ｘ線遮蔽部２１ａ，２２ａ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２１ａ，２２ａのそれぞれの厚み（ｚ方向の厚さ）をできるだけ厚くすること（すなわち、アスペクト比を高めること）が好ましい。例えば、Ｘ線管の管電圧が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、Ｘ線遮蔽部２１ａ，２２ａの厚みは、１０μｍ～２００μｍの範囲であることが好ましい。
　以上のように構成された第１及び第２の吸収型格子２１，２２では、第１の吸収型格子２１により生成されたＧ１像が第２の吸収型格子２２との重ね合わせにより部分的に遮蔽され、強度変調されることにより、第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）が生成される。このＧ２像はＦＰＤ２０によって撮像される。
　第２の吸収型格子２２の位置におけるＧ１像のパターン周期と、第２の吸収型格子２２の格子ピッチｐ２とは、配置誤差などにより若干の差異が生じている。この微小な差異により、Ｇ２像にはモアレ縞が生じる。また、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の格子配列方向に誤差が生じ、配列方向が同一でない場合には、Ｇ２像にいわゆる回転モアレが発生する。しかし、Ｇ２像にこのようなモアレ縞が発生した場合でも、モアレ縞のｘ方向またはｙ方向の周期が画素４０の配列ピッチより大きい範囲であれば特に問題はない。
　Ｘ線源１１と第１の吸収型格子２１との間に被検体Ｈを配置すると、ＦＰＤ２０により検出されるＧ２像は、被検体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被検体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、ＦＰＤ２０で検出されたＧ２像を解析することによって、被検体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、Ｇ２像の解析方法について原理的な説明を行う。同図には、被検体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折する１つのＸ線が例示されている。符号５０は、被検体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示している。この経路５０を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子２１，２２を通過してＦＰＤ２０に入射する。符号５１は、被検体Ｈが存在する場合に、被検体Ｈにより屈折して偏向したＸ線の経路を示している。この経路５１を進むＸ線は、第１の吸収型格子２１を通過した後、第２の吸収型格子２２のＸ線遮蔽部２２ａにより遮蔽される。
　被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体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（５）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　第１の吸収型格子２１から第２の吸収型格子２２の位置に投影されたＧ１像は、被検体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（６）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（７）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　このように、被検体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被検体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、ＦＰＤ２０で検出される各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψに、次式（８）のように関連している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　したがって、各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（８）から屈折角φが求まり、式（７）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、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
　被検体Ｈがない場合でも、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の歪みや、作製誤差、配置誤差などによりＸ線に屈折が生じるため、本実施形態では、被検体Ｈがない場合の位相微分像（第１の位相微分像）と、被検体Ｈがある場合の位相微分像（第２の位相微分像）とを位相微分像生成部３０によりそれぞれ生成する。位相微分像生成部３０は、下記に示す縞走査法を用いて位相ズレ量ψを算出することにより、第１及び第２の位相微分像を生成する。
　縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の一方を他方に対して相対的にｘ方向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）。本実施形態では、前述の走査機構２３により第２の吸収型格子２２を移動させる。Ｇ２像に生じるモアレ縞は、第２の吸収型格子２２の移動に伴って移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子２２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、元の位置に戻る。このように、格子ピッチｐ２の整数分の１ずつ第２の吸収型格子２２を移動させながら、ＦＰＤ２０でＧ２像を撮影する。撮影により得られた複数の画像データから各画素の強度変調信号を取得し、位相微分像生成部３０により、強度変調信号の位相ズレ量ψを画素ごとに算出する。この位相ズレ量ψの２次元分布が位相微分像に相当する。
　図７は、格子ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子２２を移動させる様子を模式的に示している。走査機構２３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２２を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子２２の初期位置を、被検体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子２２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部２２ａ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、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分（非屈折成分）が第２の吸収型格子２２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子２２を移動させていくと、第２の吸収型格子２２を通過するＸ線は、非屈折成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の成分（屈折成分）が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、主として、屈折成分のみが第２の吸収型格子２２を通過する。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、逆に、第２の吸収型格子２２を通過するＸ線は、屈折成分が減少する一方で、非屈折成分が増加する。
　ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ－１の各位置で、ＦＰＤ２０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の画素データが得られる。以下に、このＭ個の画素データ（強度変調信号）に基づき、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２２の位置ｋにおける各画素４０の画素データＩｋ（ｘ）は、一般に次式（９）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　ここで、ｘは画素のｘ方向に関する座標、Ａ０は入射Ｘ線の強度、Ａｎは強度変調信号のコントラストに対応する値、ｎは正の整数、ｉは虚数単位である。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。
　次式（１０）で表される関係式を適用すると、上記屈折角φ（ｘ）は、式（１１）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　ここで、ａｒｇ［　］は、偏角の抽出を意味しており、次式（１２）で示すように、座標ｘにおける位相ズレ量ψ（ｘ）に相当する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　また、式（１２）は、次式（１３）に示すように逆正接関数で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　図８Ａ及び図８Ｂにおいて、各画素４０で得られる画素データＩｋ（ｘ）は、第２の吸収型格子２２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ２の周期で周期的に変化する。同図中の破線は、プレ撮影時に得られる強度変調信号を例示しており、位相ズレ量ψ１（ｘ）を有している。実線は、本撮影時に得られる強度変調信号を例示しており、位相ズレ量ψ２（ｘ）を有している。プレ撮影時の位相ズレ量ψ１（ｘ）は、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の歪みや、作製誤差、配置誤差などにより生じるものである。
　図８Ａは、被検体Ｈを透過したＸ線が入射する画素４０の強度変調信号を例示しており、被検体Ｈの影響により強度変調信号に位相ズレ（ψ２（ｘ）－ψ１（ｘ））が生じている。これに対して、図８Ｂは、被検体Ｈが配置された領域外の素抜け領域に位置する画素４０の強度変調信号を例示している。この場合、強度変調信号は、被検体Ｈの影響を受けないため、ψ２（ｘ）とψ１（ｘ）は等しくなるべきであるが、プレ撮影時と本撮影時とでの第１及び第２の吸収型格子２１，２２の位置関係に変動がある場合にはズレが生じる。
　例えば、走査機構２３として、圧電素子等のアクチュエータを用いた場合には、走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）は比較的精度良く制御することが可能であるが、第２の吸収型格子２２を、ｋ＝０からｋ＝Ｍ－１まで走査を行った後、ｋ＝０の初期位置に戻した際に、精度良く元の位置に戻らず、無視することのできない程度（数μｍ程度）の誤差が生じることがある。この誤差が、プレ撮影時と本撮影時とでの第１及び第２の吸収型格子２１，２２の位置関係の変動量に相当する。
　以上の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、ｙ座標について同様の演算を行うことにより、位相ズレ量の２次元像ψ１（ｘ，ｙ）及びψ２（ｘ，ｙ）が得られる。２次元像ψ１（ｘ，ｙ）が前述の第１の位相微分像に対応し、２次元像ψ２（ｘ，ｙ）が前述の第２の位相微分像に対応する。なお、本実施形態では、位相微分像を、位相ズレψの２次元分布としているが、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）の微分値と比例関係を有するものであれば、屈折角φ等、いかなる物理量の２次元分布を位相微分像としてもよい。
　次に、以上のように構成されたＸ線撮影システム１０の作用を説明する。図９のフローチャートに示すように、コンソール１７の入力部１７ｂからプレ撮影の開始指示がなされると（ステップＳ１０；ＹＥＳ）、Ｘ線撮影システム１０の各部が連携動作し、第２の吸収型格子２２が移動されながら、各走査位置でＸ線源１１によるＸ線の曝射及びＦＰＤ２０による検出動作が行われ、複数の画像データが生成される（ステップＳ１１）。例えば、走査ステップ数Ｍ＝５の場合には、ｋ＝０，１，・・・，４の各走査位置で曝射・検出動作が行われ、図１０に示すように、各走査位置ｋごとに画像データが得られる。各画像データには、前述のモアレ縞が生じている。このモアレ縞の位置は、走査位置ｋの変化に応じてｘ方向に移動し、走査位置ｋが格子ピッチｐ２に相当する１周期分変化すると元の位置に戻る。
　これらの画像データは、メモリ１３に記憶され、位相微分像生成部３０により上記式（１３）を用いて第１の位相微分像ψ１（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ１２）。この第１の位相微分像ψ１（ｘ，ｙ）には、図１１（ａ）に示すように、上記画像データのモアレ縞の１／２倍の周期を有するモアレ縞が生じる。このモアレ縞において色が黒い部分ほど値がπ／２に近く、色が白い部分ほど値が－π／２に近い。ｘ方向（図中下から上）に沿って、黒色から白色に変化する部分が、π／２から－π／２に変化する境界線ＢＬである。次いで、この境界線ＢＬに基づいて、階段状データ作成部３１により、同図（ｂ）に示すように、第１の階段状データＳ１（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ１３）。
　なお、図１１（ａ）では、座標ｘの原点を下端とし、原点から上方向にサーチすることにより境界線ＢＬを求めているが、図１２（ａ）に示すように、座標ｘの原点を上端とし、原点から下方向にサーチすることにより境界線ＢＬを求めてもよい。この場合には、境界線ＢＬでは、値が－π／２からπ／２に変化するため、第１の階段状データＳ１（ｘ，ｙ）は、図１２（ｂ）に示すように生成される。図１１（ａ），（ｂ）のｘ方向に関するプロファイルが、図３Ａ，図３Ｂに対応し、図１２（ａ），（ｂ）のｘ方向に関するプロファイルが、図４Ａ，図４Ｂに対応する。
　次いで、階段状データ加算部３２により、第１の位相微分像ψ１（ｘ，ｙ）に第１の階段状データＳ１（ｘ，ｙ）が加算され、第１の加算済位相微分像ψ１’（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ１４）。第１の加算済位相微分像ψ１’（ｘ，ｙ）のｘ方向に関するプロファイルは、図１１の場合には、図３Ｃに示すようにほぼ直線状となり、図１２の場合には、図４Ｃに示すようにほぼ直線状となる。第１の加算済位相微分像ψ１’（ｘ，ｙ）は、オフセットデータとしてオフセットデータ記憶部３３に記憶される（ステップＳ１５）。
　プレ撮影は、以上で動作が終了し、第２の吸収型格子２２は、走査開始位置（初期位置ｋ＝０）に戻される（ステップＳ１６）。そして、プレ撮影が終了した旨が、モニタ１７ａへのメッセージ表示等により操作者に向けて報知される（ステップＳ１７）。
　このプレ撮影は、本撮影の前に毎回行う必要はなく、Ｘ線撮影システム１０の立ち上げ時等に適宜行われる。一度プレ撮影を行った後、再度プレ撮影が行われた場合には、オフセットデータ記憶部３３に記憶された既存のオフセットデータは、新たに得られたオフセットデータに上書きされる。
　次に、被検体ＨをＸ線源１１と第１の吸収型格子２１との間に配置した状態で本撮影が行われる。図１３のフローチャートに示すように、コンソール１７の入力部１７ｂから本撮影の開始指示がなされると（ステップＳ２０；ＹＥＳ）、プレ撮影と同様に、第２の吸収型格子２２を移動させながら、各走査位置でＸ線源１１によるＸ線の曝射及びＦＰＤ２０による検出動作が行われ、複数の画像データが生成される（ステップＳ２１）。
　これらの画像データは、メモリ１３に記憶され、位相微分像生成部３０により上記式（１３）を用いて第２の位相微分像ψ２（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ２２）。この第２の位相微分像ψ２（ｘ，ｙ）にも、第１の位相微分像ψ１（ｘ，ｙ）と同様にモアレ縞が生じる。次いで、プレ撮影時と同様の手順で、階段状データ作成部３１により、第２の階段状データＳ２（ｘ，ｙ）が生成され（ステップＳ２３）、階段状データ加算部３２により、第２の位相微分像ψ２（ｘ，ｙ）に第２の階段状データＳ２（ｘ，ｙ）が加算され、第２の加算済位相微分像ψ２’（ｘ，ｙ）が生成される（ステップＳ２４）。ここで、第２の加算済位相微分像ψ２’（ｘ，ｙ）のｘ方向に関するプロファイルは、ほぼ直線状となる。なお、被検体ＨによるＸ線の屈折は、該直線状のプロファイルをやや変形させる程度の影響を与える。
　第２の加算済位相微分像ψ２’（ｘ，ｙ）が減算処理部３４に入力されるとともに、オフセットデータ記憶部３３から第１の加算済位相微分像ψ１’（ｘ，ｙ）が読み出され、減算処理部３４に入力される。そして、減算処理部３４により、第２の加算済位相微分像ψ２’（ｘ，ｙ）から第１の加算済位相微分像ψ１’（ｘ，ｙ）を減算するオフセット補正が行われ、補正済位相微分像が生成される（ステップＳ２５）。第１及び第２の加算済位相微分像ψ１’（ｘ，ｙ），ψ２’（ｘ，ｙ）は、いずれもｘ方向に関するプロファイルがほぼ直線化されているため、減算処理後の補正済位相微分像からは、従来のようなプレ撮影と本撮影との間での第１及び第２の吸収型格子２１，２２の位置変動によるアーチファクトの発生が防止される。
　減算処理部３４により生成された補正済位相微分像は、位相コントラスト画像生成部３５に入力され、ｘ方向への積分処理がなされることにより、位相コントラスト画像が生成される（ステップＳ２６）。この位相コントラスト画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７に出力され、モニタ１７ａに表示される（ステップＳ２７）。以上で、本撮影動作は終了する。なお、位相コントラスト画像に代えて、画像記録部１５に補正済位相微分像を記録することや、モニタ１７ａに補正済位相微分像を表示することも可能である。
　なお、図１１及び図１２は、モアレ縞の境界線ＢＬが走査方向（ｘ方向）に直交するように生じた場合を例示しているが、第１及び第２の吸収型格子２１，２２にｚ軸周りの回転誤差が生じた場合には、図１４（ａ）に示すように、モアレ縞に回転が生じ、境界線ＢＬがｙ方向に対して傾斜してしまう。そこで、階段状データ加算部３２を、回転モアレが生じた場合にも適切な階段状データを作成すべく、第１及び第２の位相微分像ψ１（ｘ，ｙ），ψ２（ｘ，ｙ）に対して以下の処理を行うように構成することが好ましい。
　以下、第１の位相微分像ψ１（ｘ，ｙ）を例にとって説明する。まず、階段状データ加算部３２は、第１の位相微分像ψ１（ｘ，ｙ）の１つの角部（ｘ＝０，ｙ＝０）を原点としてｙ方向に１ライン分のスキャンを行うとともに、値がπ／２から－π／２、または－π／２からπ／２に変化する境界点を求め、原点から境界点を通過するたびにπまたは－πずつ加算することにより、ｘ＝０における初期値Ｓ１（０，ｙ）を算出する。同図に示すように検出点ｙ１，ｙ２が得られた場合、Ｓ１（０，ｙ）は、０≦ｙ＜ｙ１で“０”、ｙ１≦ｙ＜ｙ２で“－π”、ｙ２≦ｙ＜ｙ３で“－２π”、ｙ３≦ｙで“－３π”となる。
　次に、階段状データ加算部３２は、ｘ＝０の各ｙ座標からｘ方向にスキャンを行うとともに、値がπ／２から－π／２、または－π／２からπ／２に変化する境界点を求め、境界点を通過するたびに、初期値Ｓ１（０，ｙ）にπまたは－πずつ加算する。以上の処理により、境界線を通過するたびに、値がπずつ変化した第１の階段状データＳ１（ｘ，ｙ）が得られる。階段状データ加算部３２は、第２の位相微分像ψ２（ｘ，ｙ）についても同様の処理を行い第１の階段状データＳ２（ｘ，ｙ）を生成する。
　上記説明では、原点からｙ方向にスキャンすることにより初期値Ｓ１（０，ｙ）を求め、ｘ＝０の各ｙ座標からｘ方向にスキャンを行うことにより第１の階段状データＳ１（ｘ，ｙ）を求めているが、逆に、原点からｘ方向にスキャンすることにより初期値Ｓ１（ｙ，０）を求め、ｙ＝０の各ｘ座標からｙ方向にスキャンを行うことにより第１の階段状データＳ１（ｘ，ｙ）を求めるようにしてもよい。また、Ｓ１（０，０）を、“０”以外の値としても良い。さらに、第１の位相微分像ψ１（ｘ，ｙ）の４つの角のうちいずれの位置を原点としても良い。
（第２実施形態）
　上記第１実施形態では、Ｘ線源１１からＦＰＤ２０までの距離を長くした場合に、Ｘ線焦点１１ａ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、本発明の第２実施形態として、図１５に示すように、Ｘ線源１１の射出側にマルチスリット（線源格子）６０を配置する。第２実施形態のＸ線撮影システムは、マルチスリット６０を備えること以外は、上記第１実施形態と同一構成である。
　マルチスリット６０は、第１及び第２の吸収型格子２１，２２と同様な構成の吸収型格子であり、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部６１が、ｘ方向に周期的に配列されたものである。このマルチスリット６０は、Ｘ線源１１からのＸ線を部分的に遮蔽してｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小するとともに、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することにより、Ｇ１像のボケを抑制する。なお、ｘ方向に隣接するＸ線遮蔽部６１の間には、同様に、Ｘ線低吸収部（図示せず）が設けられている。
　本実施形態では、プレ撮影と本撮影との間でマルチスリット６０を含む格子位置に何らかの変動があった場合においても、その変動によるアーチファクトの発生が防止される。
（第３実施形態）
　上記第１及び第２実施形態では、第１の吸収型格子２１を、Ｘ線低吸収部２１ｂを通過したＸ線を線形的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、第１の吸収型格子２１でＸ線を回折することにより、いわゆるタルボ干渉効果が生じる構特許第４４４５３９７号公報等に記載の構成とすることも可能である。本発明の第３実施形態として、第１の吸収型格子２１を回折格子とし、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の間の距離Ｌ２をタルボ干渉距離に設定して、タルボ干渉計を構成する。本実施形態では、タルボ干渉効果により第１の格子２１により生成されるＧ１像（自己像）が、第２の吸収型格子２２の位置に形成される。
　また、本実施形態では、第１の吸収型格子２１を、位相型格子（位相型回折格子）としても良い。この場合には、Ｘ線高吸収部２１ａとＸ線低吸収部２１ｂとの間で、Ｘ線に“π”または“π／２”の位相差が生じるように、厚みや材料を設定すれば良い。
　なお、上記第１～第３実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の吸収型格子２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の吸収型格子２１と第２の吸収型格子２２との間に配置しても良い。この場合にも同様に位相コントラスト画像の生成が可能である。
（第４実施形態）
　また、上記第１～第３実施形態では、第２の吸収型格子２２がＦＰＤ２０とは独立して設けられているが、特開平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２２を省略することができる。
　本実施形態の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線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、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。本実施形態では、電荷収集電極が強度変調部を構成している。
　図１６において、本実施形態のＦＰＤ７０には、画素７１が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７１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７２が形成されている。電荷収集電極７２は、第１～第６の線状電極群７２ａ～７２ｆ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７２ａの位相を０とすると、第２の線状電極群７２ｂの位相はπ／３、第３の線状電極群７２ｃの位相は２π／３、第４の線状電極群７２ｄの位相はπ、第５の線状電極群７２ｅの位相は４π／３、第６の線状電極群７２ｆの位相は５π／３である。
　さらに、各画素７１には、電荷収集電極７２により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群７３が設けられている。スイッチ群７３は、第１～第６の線状電極群７２ａ～７２ｆ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７２ａ～７２ｆにより収集された電荷を、スイッチ群７３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Ｇ２像が検出される。この６種類のＧ２像に対応する複数の画像データに基づいて位相コントラスト画像が生成される。その他の構成については、上記第１実施形態と同一であるので、説明は省略する。
　本実施形態では、撮影部１２から第２の吸収型格子２２が不要となるため、コスト削減とともに、さらなる薄型化が可能となる。また、本実施形態では、一度の撮影により、異なる位相で強度変調が行われた複数のＧ２像を検出することが可能であるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、走査機構２３が不要となる。なお、上記構成の電荷収集電極７２に代えて、特開平２００９－１３３８２３号公報に記載のその他の構成の電荷収集電極を用いることも可能である。
　さらに、第２の吸収型格子２２が不要な別の実施形態として、Ｘ線画像検出器により得られたＧ１像を直接検出し、信号処理によって位相を変えながら周期的にサンプリングすることで、互いに位相の異なる複数のＧ２像に対応する画像データを生成することも可能である。
（第５実施形態）
　また、上記第１～第４実施形態では、縞走査法により位相微分像を求めているが、本発明はこれに限定されず、国際公開ＷＯ２０１０／０５０４８３に記載されたフーリエ変換法により位相微分像を求めてもよい。このフーリエ変換法は、Ｘ線画像検出器により得られた１枚分の画像データをフーリエ変換することによって画像データに生じるモアレ縞のフーリエスペクトルを取得し、このフーリエスペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトルを分離して逆フーリエ変換を行なうことにより位相微分像を得る方法である。この場合には、第１及び第２の吸収型格子２１，２２を移動させる必要がなく、走査機構２３が不要となる。
　以上説明した各実施形態は、医療診断用の放射線撮影システムに限定されず、工業用等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。また、放射線として、Ｘ線以外に、ガンマ線等を用いることも可能である。

Claims (10)

  1. 　放射線源から照射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
    　前記第１の周期パターン像に対して強度変調を与えて第２の周期パターン像を生成する強度変調部と、
    　前記第１の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
    　前記画像データに基づいて位相微分像を生成する位相微分像生成部と、
    　被検体を配置しない状態でのプレ撮影時に前記位相微分像生成部により生成される第１の位相微分像と、被検体を配置した状態での本撮影時に前記位相微分像生成部により生成される第２の位相微分像とについて、値がπ／２から－π／２、または－π／２からπ／２に変化する境界線を求め、所定方向に該境界線を通過するたびにπまたは－πずつ変化する第１の階段状データと第２の階段状データとそれぞれを作成する階段状データ作成部と、
    　前記第１の位相微分像に前記第１の階段状データを加算して第１の加算済位相微分像を生成し、前記第２の位相微分像に前記第２の階段状データを加算して第２の加算済位相微分像を生成する階段状データ加算部と、
    　前記第２の加算済位相微分像から前記第１の加算済位相微分像を減算して補正済位相微分像を生成する減算処理部と、
    　を備えることを特徴とする放射線撮影システム。
  2. 　前記補正済位相微分像を前記第１の格子の周期方向に沿って積分処理することにより、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を備えることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影システム。
  3. 　前記第１の加算済位相微分像を記憶する記憶部を備えることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影システム。
  4. 　前記プレ撮影または前記本撮影の指示を入力する入力部と、
    　前記入力部により前記プレ撮影の指示が入力された場合に、前記強度変調部、前記放射線画像検出器、前記位相微分像生成部、前記階段状データ作成部、前記階段状データ加算部を動作させ、前記階段状データ加算部により生成される前記第１の加算済位相微分像を前記記憶部に記憶させる制御部と、
    　を備えることを特徴とする請求の範囲第３項に記載の放射線撮影システム。
  5. 　前記強度変調部は、前記第１の周期パターン像に対して位相が異なる複数の相対位置で強度変調を与えて複数の第２の周期パターン像を生成し、
    　前記放射線画像検出器は、前記各第２の周期パターン像を検出して複数の画像データを生成し、
    　前記位相微分像生成部は、前記複数の画像データに基づき、前記相対位置に対する画素データの強度変化を表す強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより前記位相微分像を生成することを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影システム。
  6. 　前記強度変調部は、前記第１の周期パターン像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、前記第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査機構とからなることを特徴とする請求の範囲第５項に記載の放射線撮影システム。
  7. 　前記第１の格子は、吸収型格子であり、前記放射線源からの放射線を前記第１の周期パターン像として前記第２の格子に投影することを特徴とする請求の範囲第６項に記載の放射線撮影システム。
  8. 　前記第１の格子は、位相型格子であり、前記放射線源からの放射線をタルボ干渉効果により前記第１の周期パターン像として前記第２の格子の位置に形成することを特徴とする請求の範囲第６項に記載の放射線撮影システム。
  9. 　前記放射線源の射出側に線源格子を備えることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影システム。
  10. 　放射線源から照射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
    　前記第１の周期パターン像に対して強度変調を与えて第２の周期パターン像を生成する強度変調部と、
    　前記第１の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
    　前記画像データに基づいて位相微分像を生成する位相微分像生成部と、
    　を備えた放射線撮影システムに用いられる画像処理方法であって、
    　被検体を配置しない状態でのプレ撮影時に前記位相微分像生成部により生成される第１の位相微分像と、被検体を配置した状態での本撮影時に前記位相微分像生成部により生成される第２の位相微分像とについて、値がπ／２から－π／２、または－π／２からπ／２に変化する境界線を求め、所定方向に該境界線を通過するたびにπまたは－πずつ変化する第１の階段状データと第２の階段状データとそれぞれを作成するステップと、
    　前記第１の位相微分像に前記第１の階段状データを加算して第１の加算済位相微分像を生成し、前記第２の位相微分像に前記第２の階段状データを加算して第２の加算済位相微分像を生成するステップと、
    　前記第２の加算済位相微分像から前記第１の加算済位相微分像を減算して補正済位相微分像を生成するステップと、
    　を有することを特徴とする画像処理方法。
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