WO2012073710A1 - 放射線撮影システム及び放射線撮影方法 - Google Patents

放射線撮影システム及び放射線撮影方法 Download PDF

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WO2012073710A1
WO2012073710A1 PCT/JP2011/076503 JP2011076503W WO2012073710A1 WO 2012073710 A1 WO2012073710 A1 WO 2012073710A1 JP 2011076503 W JP2011076503 W JP 2011076503W WO 2012073710 A1 WO2012073710 A1 WO 2012073710A1
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energy
phase
grid
radiation
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PCT/JP2011/076503
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村越　大
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富士フイルム株式会社
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    • A61B6/4291—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging system and a radiation imaging method for obtaining an image based on a phase change of radiation.
  • phase contrast image a high-contrast image
  • Patent Document 1 discloses an X-ray imaging system that performs phase imaging in an enlarged imaging system using a microfocus X-ray source.
  • X-rays emitted from a micro focus are irradiated onto a subject and detected by an X-ray image detector at a position sufficiently away from the subject. Since the amount of image shift due to the X-ray component refracted by the subject is spatially larger than the amount of blurring due to geometrical blurring according to the focus size of the micro focus, the contour of the subject is more than the conventional absorption contrast image.
  • a phase contrast image in which is emphasized is obtained.
  • Patent Document 1 Since the refraction angle of X-rays refracted by the subject is extremely small, the X-ray imaging system described in Patent Document 1 requires an X-ray image detector having high spatial resolution in addition to a microfocus X-ray source. .
  • Patent Document 2 discloses an X-ray imaging system that performs phase imaging using Talbot interferometry. In this X-ray imaging system, since an X-ray phase change by a subject is acquired based on an intensity change of pixel data, an X-ray image detector having a low spatial resolution can be used.
  • a first grid (grating) is arranged behind the subject as viewed from the X-ray source, and the second grid is located away from the first grid by a Talbot distance.
  • the Talbot distance is a distance at which X-rays that have passed through the first grid form a self-image of the first grid by the Talbot effect.
  • a plurality of fringe images generated by superposition (intensity modulation) of the self-image of the first grid and the second grid are detected based on the fringe scanning method.
  • the second grid is translated with respect to the first grid, the relative position thereof is changed stepwise, and an intensity modulation signal representing the intensity change of the pixel data associated with the change of the relative position is applied to the pixel.
  • an intensity modulation signal representing the intensity change of the pixel data associated with the change of the relative position is applied to the pixel.
  • a phase differential image is generated by calculating the phase shift amount of the intensity modulation signal.
  • a phase contrast image is obtained by integrating the phase differential image.
  • a micro focus can be easily generated by using a normal X-ray source and arranging a source grid on the emission side.
  • a Talbot interferometer using X-rays is also described in Non-Patent Document 1
  • a fringe scanning method in the Talbot interferometer is also described in Non-Patent Document 2.
  • Patent Document 1 discloses an energy for removing a failure shadow by acquiring a phase contrast image by X-rays in a low energy band and a phase contrast image by X-rays in a high energy band and performing image subtraction processing between the two images. Subtraction photography is disclosed.
  • JP 2008-018059 A Japanese Patent No. 4445397
  • An object of the present invention is to provide a radiation imaging system and a radiation imaging method capable of reducing the occurrence of artifacts due to body movement of a subject in energy subtraction imaging.
  • a radiation imaging system of the present invention includes a radiation source, a first grid, a second grid, a scanning mechanism, a control unit, a radiation image detector, and a phase image generation unit. And a difference image generation unit.
  • the radiation source emits radiation toward the subject.
  • the first grid passes the radiation and generates a first periodic pattern image.
  • the second grid partially passes the periodic pattern image of the first image to generate a second periodic pattern image.
  • the scanning mechanism changes the relative position of the second grid with respect to the first grid by a predetermined amount.
  • the control unit switches the radiation energy of the radiation source to a plurality of types of energy at each of the relative positions.
  • the radiation image detector detects the second periodic pattern image corresponding to each energy at each relative position, and generates image data corresponding to each energy.
  • the phase image generation unit generates a plurality of types of phase images corresponding to the energy based on the image data.
  • the difference image generation unit generates a difference image by performing difference processing on the plurality of types of phase images.
  • the difference processing is not limited to simple difference processing, and includes performing difference processing after weighting, filtering, and the like of the phase image.
  • the phase image is an image (phase differential image or phase contrast image) based on the phase change of radiation.
  • control unit switches the energy of the radiation to at least two types of energy, that is, a first energy and a second energy higher than the first energy.
  • control unit switches the energy of the radiation in the order of the second energy and the first energy.
  • the controller may switch the energy of the radiation in the order of the first energy and the second energy.
  • the difference image generation unit uses the phase image obtained with the first energy as an image for removing a shadow, and the phase image obtained with the second energy as a diagnostic image. It is preferable to subtract the image for removing the obstacle shadow. Further, the difference image generation unit uses the phase image obtained by the second energy as an image for removing a shadow, and uses the phase image obtained by the first energy as a diagnostic image. The obstacle shadow removal image may be subtracted from.
  • the phase image is preferably a phase differential image corresponding to the differential amount of the phase shift distribution.
  • the phase image may be a phase contrast image obtained by integrating the phase differential image corresponding to the differential amount of the phase shift distribution.
  • the first grid is preferably of an absorption type, and the first periodic pattern image is generated by geometrically projecting incident radiation.
  • the first grid may be an absorption type or a phase type, and may generate the first periodic pattern image by causing a Talbot effect to incident radiation.
  • a correction data storage unit that stores the plurality of types of phase images obtained by the phase image generation unit in a state where the subject is not disposed as correction data, and the correction data stored in the correction data storage unit
  • the radiation imaging method of the present invention includes a first periodic pattern image generation step, a second periodic pattern image generation step, a relative position change step, an energy switching step, an image data generation step, and a phase image generation step. And a difference image generation step.
  • the first periodic pattern image generation step the first periodic pattern image is generated by passing the radiation emitted from the radiation source through the first grid.
  • the second periodic pattern image generation step generates a second periodic pattern image by partially shielding the periodic pattern image of the first image with a second grid.
  • the relative position changing step changes the relative position of the second grid with respect to the first grid by a predetermined amount.
  • the energy switching step the energy of the radiation from the radiation source is switched to a plurality of types of energy at each relative position.
  • the second periodic pattern image corresponding to each energy is detected by the radiation image detector at each relative position, and image data corresponding to each energy is generated.
  • the phase image generation step generates a plurality of types of phase images corresponding to each energy based on the image data corresponding to each energy.
  • the difference image generation step generates a difference image by performing difference processing on the plurality of types of phase images.
  • energy subtraction imaging is performed by switching the energy of radiation from the radiation source to a plurality of types of energy at each relative position of the first and second grids. Only one scan is required and the total shooting time is reduced. Thereby, since the influence of the body movement of the subject is suppressed, the occurrence of artifacts due to the body movement is reduced.
  • the 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 has a rotating anode type X-ray tube (not shown) and a collimator (not shown) for limiting the X-ray irradiation field, and faces the subject H. X-rays are emitted.
  • the X-ray imaging system 10 performs imaging with X-rays in a low energy band (hereinafter referred to as low energy imaging) and imaging with X-rays in a high energy band (hereinafter referred to as high energy imaging). I do.
  • the system control unit 18 controls the imaging control unit 16, changes the tube voltage applied to the X-ray source 11, and switches the energy of X-rays radiated from the X-ray source 11, thereby reducing low energy imaging and high energy. Perform shooting.
  • the imaging unit 12 includes an X-ray image detector 20, a first grid 21, a second grid 22, and a scanning mechanism 23.
  • the first grid 21 and the second grid 22 are absorption type grids, and are disposed to face the X-ray source 11 in the Z direction that is the X-ray irradiation direction.
  • a space is provided between the X-ray source 11 and the first grid 21 so that the subject H can be arranged.
  • the X-ray image detector 20 is, for example, a flat panel detector (FPD) using a semiconductor circuit, and is disposed behind the second grid 22 so that the surface is orthogonal to the Z direction. Yes.
  • FPD flat panel detector
  • the first grid 21 includes a plurality of X-ray absorbing portions 21a and X-ray transmitting portions 21b that are extended in the Y direction in the XY plane orthogonal to the Z direction.
  • the X-ray absorbing portions 21a and the X-ray transmitting portions 21b are alternately arranged along the X direction (perpendicular to the Z direction and the Y direction) to form a striped grid.
  • the second grid 22 includes a plurality of X-ray absorbing portions 22 a and X-ray transmitting portions 22 b that extend in the Y direction and are alternately arranged along the X direction, like the first grid 21.
  • the X-ray absorbing portions 21a and 22a are formed of a metal having X-ray absorption properties such as gold (Au) and platinum (Pt).
  • the X-ray transmissive portions 21b and 22b are formed of an X-ray transmissive material such as silicon (Si) or resin, or a gap.
  • the memory 13 temporarily stores the image data read from the photographing unit 12.
  • the image processing unit 14 generates a phase contrast image based on a plurality of image data stored in the memory 13.
  • 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 an input device such as a keyboard and a display device such as a monitor, and enables input of shooting conditions, shooting instructions, and display of shooting information and images.
  • the system control unit 18 comprehensively controls each unit in response to an input instruction from the input device of the console 17.
  • the scanning mechanism 23 intermittently moves the second grid 22 by a certain distance in the X direction, and sequentially changes the relative position of the second grid 22 with respect to the first grid 21.
  • the scanning mechanism 23 includes, for example, a piezoelectric actuator or an electrostatic actuator.
  • 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 captured by the X-ray image detector 20 at each scanning step of fringe scanning.
  • first image data image data obtained by low energy imaging
  • second image data image data obtained by high energy imaging
  • the image processing unit 14 includes a phase differential image generation unit 30, a first image storage unit 31, a second image storage unit 32, an image subtraction processing unit 33, and a phase contrast image generation unit 34.
  • the phase differential image generation unit 30 generates a first phase differential image based on the plurality of first image data stored in the memory 13, and based on the plurality of second image data stored in the memory 13. To generate a second differential phase image.
  • the first image storage unit 31 stores the first phase differential image
  • the second image storage unit 32 stores the second phase differential image.
  • the image subtraction processing unit 33 reads the first and second phase differential images from the first and second image storage units 31 and 32, respectively, and the image of the second phase differential image from the image signal of the first phase differential image. A difference image is generated by subtracting the signals. Note that the image subtraction processing unit 33 is not limited to simple difference processing, and performs weighting of weight, filter processing, and the like on at least one pixel signal of the first and second phase differential images, and then between the two images. Difference processing may be performed.
  • the X-ray refraction angle by the subject H is larger at low energy than at high energy, and the detection sensitivity of phase information is greater at low energy than at high energy.
  • the first phase differential image obtained by low energy imaging with enhanced detection sensitivity of phase information is a diagnostic image ( Main image).
  • the second phase differential image obtained by high energy imaging is used as a correction image for removing obstacle shadows such as bones. It is preferable to subtract the corrected image for each pixel from the diagnostic image to obtain a difference image. Thereby, the difference image becomes an image (contour image) in which the bone part is removed and the cartilage part is clarified.
  • the phase contrast image generation unit 34 generates a phase contrast image by integrating the difference image obtained by the image subtraction processing unit 33 along the X direction.
  • the phase contrast image generated by the phase contrast image generation unit 34 is recorded in the image recording unit 15 and then output to the console 17 and displayed on the monitor.
  • the X-ray image detector 20 includes an image receiving unit 41, a scanning circuit 42, and a readout circuit 43.
  • the image receiving unit 41 is a two-dimensional array of a plurality of pixels 40 that convert X-rays into electric charges and store them on an active matrix substrate (not shown) along the X and Y directions.
  • the scanning circuit 42 controls the timing for reading out charges from the pixels 40.
  • the readout circuit 43 reads out the charge from the pixel 40, converts the charge into pixel data, and outputs it.
  • the scanning circuit 42 and each pixel 40 are connected to each other by a scanning line 44 for each row.
  • the readout circuit 43 and each pixel 40 are connected to each other 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 applied from the scanning circuit 42, the charge accumulated in the capacitor is read out to the signal line 45.
  • the pixel 40 is a scintillator (not shown) composed of terbium-activated gadolinium oxide (Gd 2 O 2 S: Tb), thallium-activated cesium iodide (CsI: Tl), etc., and once converts X-rays into visible light.
  • an indirect conversion type X-ray detection element that converts the converted visible light into a charge by a photodiode (not shown) and accumulates it may be used.
  • an FPD based on a TFT panel is used as the radiation image detector.
  • a radiation image detector based on a solid-state imaging device such as a CCD sensor or a CMOS sensor may be used.
  • the readout circuit 43 includes an integration amplifier, an A / D converter, a correction circuit (none of which is 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 each pixel data constituting the image data, and inputs the corrected image data to the memory 13.
  • X-rays emitted from the X-ray source 11 are cone beams having the X-ray focal point 11 a as a light emission point, and a first pattern of X-rays generated by passing through the first grid 21.
  • the image (hereinafter referred to as G1 image) is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 11a.
  • the arrangement pitch p 2 and the width d 2 of the X-ray absorber 22 a of the second grid 22 in the X direction are the distance L 1 between the X-ray focal point 11 a and the first grid 21,
  • the arrangement pitch p 2 is 5 ⁇ m and the width d 2 is half that of 2.5 ⁇ m.
  • the thickness of the X-ray absorber 21a in the Z direction is, for example, about 100 ⁇ m in consideration of the vignetting of cone-beam X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • the first grid 21 is configured to project the X-rays that have passed through the X-ray transmission part 21b substantially geometrically (linearly). Specifically, it is realized by setting the width of the X-ray transmission part 21b in the X direction to a value sufficiently larger than the effective wavelength of the X-rays irradiated from the X-ray source 11, and most of the X-rays included in the irradiation X-rays The X-rays pass through the X-ray transmission part 21b while maintaining straightness without being diffracted.
  • the effective wavelength of X-ray is about 0.4 mm.
  • the width of the X-ray transmission part 21b may be about 1 to 10 ⁇ m. The same applies to the second grid 22.
  • the Talbot interferometer the distance L 2 is set to Talbot distance Z m.
  • Expression (3) is an expression representing the Talbot distance when the X-rays emitted from the X-ray source 11 are in the shape of a cone beam. “Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No. 10, “October 2008, pp. 8077” and “Timm Weitkamp, et al., Proc. Of SPIE, Vol. 6318, 2006, 63180S-1”.
  • the second grid 22 partially passes G1 generated by the first grid 21, and generates a second periodic pattern image (hereinafter referred to as G2 image).
  • G2 image is picked up by the X-ray image detector 20. If there is a difference between the pattern period of the G1 image at the position of the second grid 22 and the arrangement pitch p2 of the second grid 22 due to an arrangement error of the first and second grids 21 and 22, the G2 image Moiré fringes occur. Thus, even when moiré fringes occur in the G2 image, as long as the period of the moiré fringes in the X direction is different from the size of the X-ray light receiving region of the pixel 40, there will be no problem in obtaining an intensity modulation signal described later. .
  • the G2 image is modulated by the subject H.
  • This modulation amount is proportional to the refraction angle of X-rays by the subject H.
  • FIG. 4 illustrates one path of X-rays that are refracted according to the phase shift distribution ⁇ (x) in the X direction of the subject H.
  • Reference numeral 50 indicates a path along which the X-ray goes straight when the subject H does not exist.
  • X-rays traveling along the path 50 pass through the first and second grids 21 and 22 and enter the X-ray image detector 20.
  • Reference numeral 51 denotes an X-ray path refracted by the subject H when the subject H exists.
  • X-rays traveling along the path 51 pass through the first grid 21 and are then shielded by the X-ray absorption part 22 a of the second grid 22.
  • phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H is expressed by the following formula (5) using the refractive index distribution n (x, z) of the subject H.
  • the y-coordinate is omitted for simplification of description.
  • the G1 image projected from the first grid 21 to the position of the second grid 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 refraction angle ⁇ of X-rays is very small.
  • the refraction angle ⁇ is expressed by the following equation (7) using the X-ray wavelength ⁇ and the phase shift distribution ⁇ (x).
  • the displacement amount ⁇ x is related to the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H.
  • This displacement amount ⁇ x is the amount of phase shift ⁇ of the intensity modulation signal representing the intensity change of the pixel data of each pixel 40 detected by the X-ray image detector 20 (with or without the subject H).
  • (Phase deviation amount) is related to the following equation (8).
  • the intensity modulation signal is a waveform signal representing an intensity change of pixel data with respect to a relative position of the first and second grids 21 and 22.
  • one of the first and second grids 21 and 22 is intermittently moved by a predetermined distance in the X direction with respect to the other while each of the grids is stopped. Take a photo.
  • the first grid 21 is fixed, and the second grid 22 is moved by the scanning mechanism 23.
  • the moire fringes move with the movement of the second grid 22, and when the movement distance reaches the lattice period (arrangement pitch p 2 ) of the second grid 22, Matches the pattern.
  • FIG. 5 schematically shows a state in which the value (p 2 / M) obtained by dividing the arrangement pitch p 2 into M (an integer of 2 or more) is used as the scanning pitch, and the second grid 22 is intermittently moved by this scanning pitch. Show.
  • the X-ray component (non-refractive component) that has not been refracted by the subject H passes through the second grid 22.
  • the X-ray that passes through the second grid 22 is substantially only a refractive component.
  • the X-ray passing through the second grid 22 has a reduced refractive component while an increased non-refractive component.
  • M pixel data are obtained for each pixel 40.
  • the M pixel data forms an intensity modulation signal.
  • it is determined whether or not the position of the second grid 22 is the final position (k M ⁇ 1) (step S13). If it is not the final position (NO in step S13), the second grid 22 is determined. Is moved by the scanning pitch (p 2 / M) (step S14), and high energy imaging (step S11) and low energy imaging (step S12) are sequentially performed.
  • step S13 the second grid 22 is returned to the initial position and the operation is terminated.
  • the first and second image data are acquired at each relative position by the single scanning operation of the second grid 22 with respect to the first grid 21. Thereby, for each pixel 40, an intensity modulation signal by high energy imaging and an intensity modulation signal by low energy imaging are obtained.
  • the pixel data I k (x) at the relative position k is generally expressed by the following equation (9).
  • a 0 represents the intensity of incident X-rays.
  • An is a value corresponding to the contrast of the intensity modulation signal (where n is a positive integer).
  • i is an imaginary unit.
  • ⁇ (x) represents the refraction angle ⁇ as a function of the coordinate x of the pixel 30.
  • arg [] means extraction of declination, and corresponds to the phase shift amount ⁇ (x) of the intensity modulation signal as shown in the following equation (12).
  • the y coordinate is not considered, but the two-dimensional distribution ⁇ (x, y) of the phase shift amount is obtained by considering the y coordinate.
  • This two-dimensional distribution ⁇ (x, y) is a phase differential image, and is expressed by the following equation (13) using a trigonometric function.
  • the phase differential image generation unit 30 generates a phase differential image based on the following equation (13).
  • FIG. 7 illustrates an intensity modulation signal obtained at each pixel 40 in high energy imaging or low energy imaging.
  • a broken line is an intensity modulation signal assumed to be obtained by high energy imaging or low energy imaging when the subject H is not arranged.
  • a solid line is an intensity modulation signal obtained by high energy imaging or low energy imaging when the subject H is arranged.
  • This phase shift amount ⁇ (x, y) is calculated by the equation (13).
  • the scanning mechanism 23 causes the second grid 22 to move to the relative positions k.
  • the high energy imaging and the low energy imaging are performed at each relative position k, and the X-ray image detector 20 generates the first and second image data.
  • the first and second image data are sequentially stored in the memory 13.
  • the phase differential image generation unit 30 In the image processing unit 14, the phase differential image generation unit 30 generates a first phase differential image from the plurality of first image data based on the above equation (13), and the first phase differential image is generated from the plurality of second image data. Two phase differential images are generated. The first and second phase differential images are stored in the first and second image storage units 31 and 32, respectively.
  • the first and second phase differential images stored in the first and second image storage units 31 and 32 are read by the image subtraction processing unit 33, and the second phase differential image is read from the image signal of the first phase differential image.
  • the image signal of the phase differential image is subtracted to generate a difference image.
  • This difference image is input to the phase contrast image generation unit 34, and an integration process along the X direction is performed to generate a phase contrast image.
  • the phase contrast image is recorded in the image recording unit 15 and then displayed on the monitor in the console 17.
  • the relative scanning of the second grid 22 with respect to the first grid 21 is only once, and the total imaging time is shortened. Is suppressed. Thereby, a favorable phase contrast image in which artifacts due to the subject H body motion are reduced is obtained. Further, in the energy subtraction imaging of the present embodiment, every time the relative position is changed, high energy imaging and low energy imaging are performed at each relative position, so that the relative position displacement between low energy imaging and high energy imaging is prevented. Is done.
  • high energy imaging and low energy imaging are performed in this order at each relative position. This is because X-ray image detector 20 absorbs low energy imaging more than high energy imaging. Low-energy imaging increases the amount of afterimages due to the high proportion of lines and the use of low-energy imaging as a diagnostic image. Because. By performing high energy imaging with a small afterimage generation amount before low energy imaging, the influence of afterimages between high energy imaging and low energy imaging is reduced, and the S / N of the image is improved.
  • shooting is performed in the order of high-energy shooting (shooting an image for removing shadows) and low-energy shooting (shooting a diagnostic image).
  • the energy imaging is taken for removing the obstacle shadow
  • the high energy shooting is taken for the diagnostic image
  • the shooting is performed in the order of low energy shooting (shooting the image for removing the shadow) and high energy shooting (taking the diagnostic image).
  • the low energy imaging can reduce the irradiation dose as compared with the high energy imaging, the influence of the afterimage between the low energy imaging and the high energy imaging is reduced, and the S / N of the image is improved.
  • high-energy imaging instead of low-energy imaging for diagnostic images with a large dose, the number of X-rays that pass through the subject H and reach the detector increases, so that exposure can be reduced. .
  • the X-ray energy is changed by the tube voltage of the X-ray source 11 in order to perform high-energy imaging and low-energy imaging, but a plurality of additions are added to the collimator of the X-ray source 11.
  • the energy of the X-ray may be changed by providing a filter that can be changed and switching the type of the additional filter.
  • the first and second grids 21 and 22 are provided between the X-ray source 11 and the X-ray image detector 20, but as shown in FIG.
  • a radiation source grid 60 may be provided on the emission side of the source 11.
  • the radiation source grid 60 includes X-ray absorption units 60a and X-ray transmission units 60b arranged alternately along the X direction.
  • the effective grid size in the X direction is reduced and a large number of X-ray absorption units 60a and 60b are arranged in the X direction.
  • a small focal light source (dispersed light source) is formed. Accordingly, the position of the source grid in the Z direction becomes the X-ray focal position.
  • the radiation source grid 60 may be incorporated inside the X-ray source 11.
  • the first grid 21 geometrically optically projects the X-rays that have passed through the X-ray transmission part 21b.
  • the Talbot effect is obtained by diffracting the X-rays by the X-ray transmission part.
  • the resulting structure may be described in Japanese Patent No. 44459797 (US Pat. No. 7,180,799).
  • the distance between the first and second grids is limited to the Talbot distance, but the first grid can be a phase type.
  • the thickness and the material are set so that a phase difference of “ ⁇ ” or “ ⁇ / 2” is generated in the X-ray between the X-ray transmitting portion and the X-ray transmitting portion. You only have to set it.
  • the phase-type first grid forms a self-image generated by the Talbot effect at the position of the second grid.
  • the subject H is disposed between the X-ray source 11 and the first grid 21.
  • the subject H is disposed between the first grid 21 and the second grid 22. You may arrange in. In this case as well, a phase contrast image can be similarly generated.
  • the phase contrast image formed by integrating the difference image is displayed on the monitor.
  • the difference image or the difference image and the phase contrast image may be displayed on the monitor. .
  • imaging (hereinafter referred to as main imaging) is performed with the subject H arranged.
  • the subject H is detected by the X-ray source 11 and X-ray image detection.
  • the same photographing (hereinafter referred to as “pre-photographing”) may be performed in a state where it is not arranged with the device 20.
  • pre-photographing an embodiment in which pre-photographing is performed in addition to main photographing will be described.
  • an image processing unit 70 shown in FIG. 9 is used.
  • the image processing unit 70 has a first correction data storage unit 71, a second correction data storage unit 72, a first correction processing unit 73, and a second correction processing unit 74 added to the image processing unit 14 of the first embodiment. Is.
  • the flowchart of FIG. when a pre-imaging instruction is input from the input device of the console 17 in a state where the subject H is not disposed between the X-ray source 11 and the first grid 21, the flowchart of FIG. Accordingly, high energy imaging and low energy imaging are performed at each relative position of the second grid 22 with respect to the first grid 21, and a plurality of first and second image data are transferred to the image processing unit 70 via the memory 13. Entered.
  • the phase differential image generation unit 30 generates the first and second phase differential images based on the first and second image data, and stores the first correction data as the first correction data as the first correction data.
  • the second phase differential image is input to the second correction data storage unit 72 as second correction data. In the case of pre-shooting, the operation ends here.
  • the phase differential image generation unit 30 generates the first and second phase differential images based on the first and second image data, and the first and second phase differential images are respectively generated as the first and second phase differential images. Input to the two-image storage units 31 and 32.
  • the first correction processing unit 73 converts the image signal of the first correction data stored in the first correction data storage unit 71 from the image signal of the first phase differential image stored in the first image storage unit 31. Perform offset processing to subtract.
  • the second correction processing unit 74 subtracts the image signal of the second correction data stored in the second correction data storage unit 72 from the image signal of the second phase differential image stored in the second image storage unit 32. Perform offset processing.
  • the first and second phase differential images that have been subjected to the offset processing are subjected to subtraction processing by the image subtraction processing unit 33 to generate a difference image, as in the first embodiment. This difference image is input to the phase contrast image generation unit 34 to generate a phase contrast image.
  • Other configurations and operations are the same as those of the first embodiment.
  • a difference between the first and second phase differential images obtained by high energy imaging and low energy imaging is taken, and a phase contrast image is generated by integrating the difference image.
  • the first and second phase differential images are respectively integrated by generating the first and second phase contrast images without performing the difference processing at the phase differential image stage, and the first and second phase contrast images are generated.
  • a phase contrast image may be generated by differential processing of the phase contrast image.
  • an image processing unit 80 configured as shown in FIG. 10 is used.
  • the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 30 is input to the phase contrast image generation unit 34, and the phase contrast image generation unit 34 generates a phase contrast image.
  • a phase contrast image (hereinafter referred to as a first phase contrast image) obtained by low energy imaging is stored in the first image storage unit 31, and a phase contrast image (hereinafter referred to as a second phase contrast image) obtained by high energy imaging. ) Is stored in the second image storage unit 32.
  • the image subtraction processing unit 33 reads the first and second phase contrast images from the first and second image storage units 31 and 32, respectively, and the image of the second phase contrast image from the image signal of the first phase contrast image.
  • a difference image is generated by subtracting the signals.
  • the difference processing in this case is not limited to simple difference processing, and after applying intensity weighting, filter processing, etc. to at least one pixel signal of the first and second phase contrast images, the difference between the two images. Processing may be performed.
  • the order of high energy imaging and low energy imaging may be any at each scanning position, and either high energy imaging or low energy imaging may be used for imaging diagnostic images.
  • pre-photographing is performed, and the first and second phase contrast images obtained by pre-photographing are stored as first and second correction data, respectively, and the first image obtained by the main photographing is stored. Offset processing for subtracting the image signals of the first and second correction data from the image signals of the first and second phase contrast images may be performed.
  • energy subtraction imaging is performed with X-rays of two types of energy, high energy and low energy, but energy subtraction imaging may be performed with three or more types of X-rays.
  • the embodiments described above may be combined within a consistent range.
  • the present invention can be applied to other radiation imaging systems for industrial use in addition to the radiation imaging system for medical diagnosis.
  • X-rays gamma rays and the like can be used as radiation.

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Abstract

　エネルギサブトラクション撮影において、被検体の体動に起因するアーチファクトの発生を低減する。　第１のグリッドに対する第２のグリッドの相対位置を順に変更しながら、各相対位置において、Ｘ線源から放射するＸ線のエネルギを低エネルギと高エネルギとに切り替えて撮影を行う。Ｘ画像検出器により、第１及び第２のグリッドを通過したＸ線の周期パターン像を検出し、低エネルギ及び高エネルギに対する第１及び第２の画像データをそれぞれ生成する。第１及び第２の画像データに基づいて第１及び第２の位相微分画像を生成し、第１及び第２の位相微分画像の一方から他方を差し引くことにより、差分画像を算出する。この差分画像は、画像診断を妨げる障害陰影が除去されている。

Description

放射線撮影システム及び放射線撮影方法
　本発明は、放射線の位相変化に基づいた画像を得る放射線撮影システム及び放射線撮影方法に関する。
　放射線、例えばＸ線は、物体に入射したとき、物体との相互作用により強度及び位相が変化する。物体でのＸ線の位相変化は、強度変化よりも大きいことが知られている。このＸ線の性質に着目し、Ｘ線の位相変化に基づいて、Ｘ線吸収能が低い被検体から高コントラストの画像（以下、位相コントラスト画像という）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。
　例えば、特許文献１には、微小焦点のＸ線源を用いて拡大撮影系で位相イメージングを行うＸ線撮影システムが開示されている。このＸ線撮影システムでは、微小焦点から放射されたＸ線を、被検体に照射し、被検体から十分に離れた位置でＸ線画像検出器により検出する。被検体で屈折したＸ線成分による像のシフト量が、微小焦点の焦点サイズに応じた幾何学的不鮮鋭によるボケ量よりも空間的に大きくなるため、従来の吸収コントラスト画像より被検体の輪郭が強調された位相コントラスト画像が得られる。
　被検体により屈折するＸ線の屈折角は極めて小さいため、特許文献１に記載のＸ線撮影システムでは、微小焦点のＸ線源の他、高い空間分解能を有するＸ線画像検出器が必要である。特許文献２には、タルボ干渉法を用いて位相イメージングを行うＸ線撮影システムが開示されている。このＸ線撮影システムでは、被検体によるＸ線の位相変化を、画素データの強度変化に基づいて取得するため、低い空間分解能を有するＸ線画像検出器を用いることができる。
　特許文献２に記載のＸ線撮影システムは、Ｘ線源から見て被検体の背後に第１のグリッド（格子）を配置し、第１のグリッドからタルボ距離だけ離れた位置に第２のグリッドを配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置したものである。タルボ距離は、第１のグリッドを通過したＸ線が、タルボ効果によって第１のグリッドの自己像を形成する距離である。第１のグリッドの自己像と第２のグリッドとの重ね合わせ（強度変調）により生じる縞画像を、縞走査法に基づいて複数枚検出する。
　具体的には、第１のグリッドに対して第２のグリッドを並進させて、その相対位置を段階的に変更し、この相対位置の変更に伴う画素データの強度変化を表す強度変調信号を画素ごとに生成する。この強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像が生成される。この位相微分画像を積分することにより位相コントラスト画像が得られる。また、このＸ線撮影システムでは、通常のＸ線源を用い、その射出側に線源グリッド（source grid）を配置することで、容易に微小焦点を生成することができる。Ｘ線を用いたタルボ干渉計は非特許文献１にも記載されており、タルボ干渉計における縞走査法は非特許文献２にも記載されている。
　特許文献２に記載のＸ線撮影システムでは、画像診断の対象となる被検体としての骨や軟部組織の他、皮膚の凹凸や毛穴等が画像化される。しかし、骨部等が画像診断を妨げる障害陰影となってしまうこともあるため、障害陰影を位相コントラスト画像から適切に除去することが望ましい。
　特許文献１には、低エネルギ帯域のＸ線による位相コントラスト画像と、高エネルギ帯域のＸ線による位相コントラスト画像とを取得し、両画像間の画像減算処理を行うことにより障害陰影を除去するエネルギサブトラクション撮影が開示されている。
特開２００８－０１８０５９号公報 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
　特許文献２に記載のＸ線撮影システムでは、第１のグリッドと第２のグリッドとの相対位置を変更しながら撮影が行なわれるため、これにエネルギサブトラクション撮影を適用するには、低エネルギ帯域のＸ線による一連の撮影と、高エネルギ帯域のＸ線による一連の撮影とをそれぞれ行うことにより、２種類の位相コントラスト画像を生成し、一方から他方を画素ごとに減算すればよい。しかしながら、このように低エネルギ帯域と高エネルギ帯域とで一連の撮影をそれぞれ行うと、総撮影時間が長くなり、被検体の位置ずれが生じやすくなる。このため、低エネルギ帯域と高エネルギ帯域との両一連の撮影の間で、被検体の体動（すなわち、被検体の位置ずれ）が生じやすい。このため、エネルギサブトラクション画像には、被検体の体動に起因するアーチファクトが発生しやすいという問題がある。
　本発明は、エネルギサブトラクション撮影において、被検体の体動に起因するアーチファクトの発生を低減することを可能とする放射線撮影システム及び放射線撮影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、放射線源と、第１のグリッドと、第２のグリッドと、走査機構と、制御部と、放射線画像検出器と、位相画像生成部と、差分画像生成部とを備える。放射線源は、被検体に向けて放射線を放射する。第１のグリッドは、前記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２のグリッドは、前記第１像の周期パターン像を部分的に通過させて第２の周期パターン像を生成する。走査機構は、前記第１のグリッドに対する前記第２のグリッドの相対位置を所定量ずつ変更する。制御部は、前記各相対位置において前記放射線源の前記放射線のエネルギを、複数種類のエネルギに切り替える。放射線画像検出器は、前記各相対位置で、前記各エネルギに対応する前記第２の周期パターン像を検出し、前記各エネルギに対応する画像データを生成する。位相画像生成部は、前記各画像データに基づき、前記各エネルギに対応する複数種類の位相画像を生成する。差分画像生成部は、前記複数種類の位相画像を差分処理することにより差分画像を生成する。ここで、差分処理は、単純な差分処理に限られず、位相画像に強度の重み付けやフィルタ処理等を行った上で差分処理を行うことも含む。また、位相画像とは、放射線の位相変化に基づく画像（位相微分画像や位相コントラスト画像）である。
　前記制御部は、前記放射線のエネルギを、第１のエネルギと、第１のエネルギよりも高い第２のエネルギとの少なくとも２種類のエネルギに切り替えることが好ましい。
　前記制御部は、前記第２のエネルギ、前記第１のエネルギの順に前記放射線のエネルギの切り替えを行うことが好ましい。また、前記制御部は、前記第１のエネルギ、前記第２のエネルギの順に前記放射線のエネルギの切り替えてもよい。
　前記差分画像生成部は、前記第１のエネルギにより得られた前記位相画像を障害陰影除去用画像、前記第２のエネルギにより得られた前記位相画像を診断用画像とし、前記診断用画像から前記障害陰影除去用画像を減算することが好ましい。また、前記差分画像生成部は、前記第２のエネルギにより得られた前記位相画像を障害陰影除去用画像、前記第１のエネルギにより得られた前記位相画像を診断用画像とし、前記診断用画像から前記障害陰影除去用画像を減算してもよい。
　前記位相画像は、位相シフト分布の微分量に対応する位相微分画像であることが好ましい。前記位相画像は、前記位相画像は、位相シフト分布の微分量に対応する位相微分画像を積分処理することにより得られる位相コントラスト画像であってもよい。
　前記第１のグリッドは、吸収型であり、入射した放射線を幾何光学的に投影することにより前記第１の周期パターン像を生成することが好ましい。前記第１のグリッドは、吸収型または位相型であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせて前記第１の周期パターン像を生成するものであってもよい。
　前記放射線源から放射される放射線を領域選択的に遮蔽することにより、多数の小焦点光源を生成する線源グリッドをさらに備えることが好ましい。
　前記被検体が配置されていない状態で前記位相画像生成部により得られる前記複数種類の位相画像をそれぞれ補正データとして記憶する補正データ記憶部と、前記補正データ記憶部に記憶された前記各補正データにより、前記被検体が配置された状態で前記位相画像生成部により得られる得られる前記複数種類の位相画像を補正する補正処理部と、をさらに備えることが好ましい。
　本発明の放射線撮影方法は、第１の周期パターン像生成ステップと、第２の周期パターン像生成ステップと、相対位置変更ステップと、エネルギ切り替えステップと、画像データ生成ステップと、位相画像生成ステップと、差分画像生成ステップとを有する。第１の周期パターン像生成ステップは、放射線源から放射される放射線を、第１のグリッドを通過させて第１の周期パターン像を生成する。第２の周期パターン像生成ステップは、前記第１像の周期パターン像を第２のグリッドにより部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する。相対位置変更ステップは、前記第１のグリッドに対する前記第２のグリッドの相対位置を所定量ずつ変更する。エネルギ切り替えステップは、前記各相対位置において前記放射線源からの前記放射線のエネルギを、複数種類のエネルギに切り替える。画像データ生成ステップは、前記各相対位置で、前記各エネルギに対応する前記第２の周期パターン像を放射線画像検出器により検出し、前記各エネルギに対応する画像データを生成する。位相画像生成ステップは、前記各エネルギに対応する画像データに基づき、前記各エネルギに対応する複数種類の位相画像を生成する。差分画像生成ステップは、前記複数種類の位相画像を差分処理することにより差分画像を生成する。
　本発明によれば、第１及び第２のグリッドの各相対位置において放射線源からの放射線のエネルギを、複数種類のエネルギに切り替えてエネルギサブトラクション撮影を行うので、第１及び第２のグリッドの相対走査が一度で済み、総撮影時間が短縮される。これにより、被検体の体動の影響が抑えられるから、体動に起因するアーチファクトの発生が低減される。
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。 Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。 第１及び第２のグリッドの構成を説明する説明図である。 第１及び第２のグリッドの各相対位置を説明する説明図である。 撮影動作を説明するフローチャートである。 強度変調信号を示すグラフである。 線源グリッドを用いたＸ線撮影システムを示す斜視図である。 プレ撮影を行うＸ線撮影システムの画像処理部を示すブロック図である。 画像処理部の変形例を示すブロック図である。
（第１実施形態）
　図１において、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、周知のように、回転陽極型のＸ線管（図示せず）と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータ（図示せず）とを有し、被検体Ｈに向けてＸ線を放射する。
　Ｘ線撮影システム１０は、エネルギサブトラクション撮影を行うために、低エネルギ帯域のＸ線による撮影（以下、低エネルギ撮影という）と、高エネルギ帯域のＸ線による撮影（以下、高エネルギ撮影という）とを行う。システム制御部１８は、撮影制御部１６を制御し、Ｘ線源１１に印加する管電圧を変更し、Ｘ線源１１から放射されるＸ線のエネルギを切り替えることにより、低エネルギ撮影及び高エネルギ撮影を実行させる。
　撮影部１２は、Ｘ線画像検出器２０、第１のグリッド２１、第２のグリッド２２、及び走査機構２３を備えている。第１のグリッド２１及び第２のグリッド２２は、吸収型グリッドであり、Ｘ線照射方向であるＺ方向に関してＸ線源１１に対向配置されている。Ｘ線源１１と第１のグリッド２１との間には、被検体Ｈが配置可能な間隔が設けられている。Ｘ線画像検出器２０は、例えば、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）であり、第２のグリッド２２の背後に、表面がＺ方向に直交するように配置されている。
　第１のグリッド２１は、Ｚ方向に直交するＸＹ面内においてＹ方向に延伸された複数のＸ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、Ｘ方向（Ｚ方向及びＹ方向に直交する）に沿って交互に配列されており、縞状のグリッドを構成している。第２のグリッド２２は、第１のグリッド２１と同様にＹ方向に延伸され、かつＸ方向に沿って交互に配列された複数のＸ線吸収部２２ａ及びＸ線透過部２２ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ，２２ａは、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等のＸ線吸収性を有する金属により形成されている。Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂは、シリコン（Ｓｉ）や樹脂等のＸ線透過性材料や空隙により形成されている。
　メモリ１３は、撮影部１２から読み出された画像データを一時的に記憶する。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に基づい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、周知のように、キーボード等の入力装置やモニタ等の表示装置を備え、撮影条件や撮影指示等の入力や、撮影情報や画像等の表示を可能とする。システム制御部１８は、コンソール１７の入力装置からの入力指示に応じて、各部を統括的に制御する。
　走査機構２３は、第２のグリッド２２をＸ方向に一定距離ずつ間欠的に移動させ、第１のグリッド２１に対する第２のグリッド２２の相対位置を順に変化させる。走査機構２３は、例えば、圧電アクチュエータや静電アクチュエータを備える。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。メモリ１３には、縞走査の各走査ステップでＸ線画像検出器２０により撮影される画像データが記憶される。
ここで、各相対位置で、Ｘ線のエネルギを「高」と「低」に変えて２回撮影を行うため、低エネルギ撮影で得られる画像データ（以下、第１の画像データという）と、高エネルギ撮影で得られる画像データ（以下、第２の画像データという）とが得られ、この２種類の画像データがメモリ１３に記憶される。
　図２において、画像処理部１４は、位相微分画像生成部３０、第１画像記憶部３１、第２画像記憶部３２、画像減算処理部３３、及び位相コントラスト画像生成部３４を備えている。位相微分画像生成部３０は、メモリ１３に記憶された複数の第１の画像データに基づいて第１の位相微分画像を生成するとともに、メモリ１３に記憶された複数の第２の画像データに基づいて第２の位相微分画像を生成する。第１画像記憶部３１は第１の位相微分画像を記憶し、第２画像記憶部３２は第２の位相微分画像を記憶する。
　画像減算処理部３３は、第１及び第２画像記憶部３１，３２から第１及び第２の位相微分画像をそれぞれ読み出し、第１の位相微分画像の画像信号から第２の位相微分画像の画像信号を差し引いて差分画像を生成する。なお、画像減算処理部３３は、単純な差分処理に限られず、強度の重み付けやフィルタ処理等を第１及び第２の位相微分画像の少なくとも一方の画素信号に施したうえで、両画像間の差分処理を行ってもよい。
　一般に、被検体ＨによるＸ線の屈折角度は、高エネルギ時より低エネルギ時の方が大きく、位相情報の検出感度は、高エネルギ時より低エネルギ時の方が大きくなる。このため、軟骨部のように極めて位相コントラストの低い部位を被検体Ｈとする場合には、位相情報の検出感度が増強される低エネルギ撮影で得られる第１の位相微分画像が診断用画像（主画像）として用いられる。高エネルギ撮影で得られる第２の位相微分画像は、骨部等の障害陰影を除去するための補正画像として用いられる。診断用画像から補正画像を画素ごとに減算して差分画像を得ることが好ましい。これにより差分画像は、骨部が除去され、軟骨部が明瞭化された画像（輪郭画像）となる。また、診断用画像のＳ／Ｎを高めるために、低エネルギ撮影時のＸ線量を高エネルギ撮影時のＸ線量より大きくすることが好ましい。
　位相コントラスト画像生成部３４は、画像減算処理部３３により得られた差分画像を、Ｘ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３４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に出力されモニタに表示される。
　図３において、Ｘ線画像検出器２０は、受像部４１、走査回路４２、及び読み出し回路４３により構成されている。受像部４１は、アクティブマトリクス基板（図示せず）上に、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２次元配列されたものである。走査回路４２は、画素４０からの電荷の読み出しタイミングを制御する。読み出し回路４３は、画素４０から電荷を読み出し、電荷を画素データに変換して出力する。走査回路４２と各画素４０とは、行ごとに走査線４４によって接続されている。読み出し回路４３と各画素４０とは、列ごとに信号線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）が設けられている。ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４４に接続され、ソース電極がキャパシタに接続され、ドレイン電極が信号線４５に接続されている。走査回路４２から印加される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、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ:Ｔｂ）、タリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）等で構成されるシンチレータ（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線検出素子であってもよい。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、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした放射線画像検出器を用いてもよい。
　読み出し回路４３は、周知のように、積分アンプ、Ａ／Ｄ変換器、補正回路（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、画像データを構成する各画素データに対して、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４において、Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、Ｘ線焦点１１ａを発光点としたコーンビームであり、第１のグリッド２１を通過することにより生成されるＸ線の第１のパターン像（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のグリッド２２のＸ線吸収部２２ａのＸ方向への配列ピッチｐ２及び幅ｄ２は、Ｘ線焦点１１ａと第１のグリッド２１との間の距離Ｌ１、第１のグリッド２１と第２のグリッド２２との間の距離Ｌ２、及び第１のグリッド２１のＸ線吸収部２１ａの配列ピッチｐ１及び幅ｄ１を用いて表される下式（１）及び（２）をほぼ満たすように設定されている。なお、式（２）は必ずしも満たす必要はなく、間隔ｄ１，ｄ２をそれぞれ独立に設定してもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　例えば、配列ピッチｐ２は５μｍであり、幅ｄ２はその半分の２．５μｍである。Ｘ線吸収部２１ａのＺ方向への厚みは、Ｘ線源１１から放射されるコーンビーム状のＸ線のケラレを考慮して、例えば１００μｍ程度とされている。
　第１のグリッド２１は、Ｘ線透過部２１ｂを通過したＸ線をほぼ幾何光学的（線形的）に投影するように構成される。具体的には、Ｘ方向へのＸ線透過部２１ｂの幅を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の実効波長より十分大きな値とすることで実現され、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線が回折せずに、直進性を保ったままＸ線透過部２１ｂを通過する。例えば、Ｘ線源１１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線の実効波長は、約０．４Åである。この場合には、Ｘ線透過部２１ｂの幅を、１～１０μｍ程度とすればよい。なお、第２のグリッド２２も同様である。
　ここで、タルボ干渉計では、距離Ｌ２は、タルボ距離Ｚｍに設定される。このタルボ距離Ｚｍは、配列ピッチｐ１，ｐ２、Ｘ線波長（実効波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、下式（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線がコーンビーム状である場合のタルボ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」や「Timm Weitkamp, et al., Proc. of SPIE, Vol. 6318, 2006年, 63180S-1項」から容易に導くことができる。
　本実施形態では、タルボ干渉計ではないので、距離Ｌ２をタルボ距離と無関係に設定することができるため、距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ距離Ｚ１より短い値に設定することで、撮影部１２のＺ方向への薄型化を図っている。すなわち、距離Ｌ２は、下式（４）を満たす範囲に設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　第２のグリッド２２は、第１のグリッド２１により生成されたＧ１を部分的に通過させて第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）を生成する。このＧ２像がＸ線画像検出器２０により撮像される。第１及び第２のグリッド２１，２２の配置誤差などにより、第２のグリッド２２の位置におけるＧ１像のパターン周期と、第２のグリッド２２の配列ピッチｐ２とに差異が生じると、Ｇ２像にはモアレ縞が生じる。このようにＧ２像にモアレ縞が発生した場合でも、Ｘ方向におけるモアレ縞の周期が画素４０のＸ線受光領域の大きさと異なる限り、後述する強度変調信号の取得には問題が生じることはない。
　Ｘ線源１１と第１のグリッド２１との間に被検体Ｈを配置すると、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Ｘ線の屈折角に比例する。
　次に、位相微分画像の生成方法を説明する。ここで、Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の座標を、ｘ座標、ｙ座標、ｚ座標とする。図４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Ｘ線の１つの経路が例示されている。符号５０は、被検体Ｈが存在しない場合にＸ線が直進する経路を示している。この経路５０を進むＸ線は、第１及び第２のグリッド２１，２２を通過してＸ線画像検出器２０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のグリッド２１を通過した後、第２のグリッド２２のＸ線吸収部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ｎ（ｘ，ｚ）を用いて、下式（５）で表される。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　第１のグリッド２１から第２のグリッド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、近似的に下式（６）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、下式（７）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　このように、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、Ｘ線画像検出器２０で検出される各画素４０の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ψ（被検体Ｈがある場合とない場合とでの位相のズレ量）に、下式（８）のように関連している。ここで、強度変調信号とは、第１及び第２のグリッド２１，２２の相対位置に対する画素データの強度変化を表す波形信号である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　したがって、各画素４０について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。
　縞走査法では、上記強度変調信号を取得するために、第１及び第２のグリッド２１，２２の一方を他方に対してＸ方向に相対的に所定距離ずつ間欠移動させながら、その各停止中に撮影を行う。本実施形態では、第１のグリッド２１を固定し、走査機構２３により第２のグリッド２２を移動させる。Ｇ２像にモアレ縞が生じる場合には、モアレ縞は、第２のグリッド２２の移動に伴って移動し、移動距離が第２のグリッド２２の格子周期（配列ピッチｐ２）に達すると、元のパターンに一致する。
　図５は、配列ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した値（ｐ２／Ｍ）を走査ピッチとし、この走査ピッチずつ第２のグリッド２２を間欠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個の各相対位置に、第２のグリッド２２を順に移動させる。
　ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折しなかったＸ線の成分（非屈折成分）が第２のグリッド２２を通過する。ｋ＝１，２，・・・と順に第２のグリッド２２を移動させていくと、第２のグリッド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により屈折された成分（屈折成分）が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、第２のグリッド２２を通過するＸ線は、ほぼ屈折成分のみとなる。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、第２のグリッド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の各相対位置で、Ｘ線画像検出器２０により撮影を行うと、各画素４０ごとにＭ個の画素データが得られる。このＭ個の画素データが強度変調信号を構成する。
　具体的には、図６のフローチャートに示すように、まず、第２のグリッド２２を初期位置（ｋ＝０）にセットし（ステップＳ１０）、高エネルギ撮影（ステップＳ１１）と低エネルギ撮影（ステップＳ１２）とを順に行う。次に、第２のグリッド２２の位置が最終位置（ｋ＝Ｍ－１）であるか否かを判定し（ステップＳ１３）、最終位置でなければ（ステップＳ１３でＮＯ）、第２のグリッド２２を走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）だけ移動させ（ステップＳ１４）、高エネルギ撮影（ステップＳ１１）と低エネルギ撮影（ステップＳ１２）とを順に行なう。以上の動作を繰り返し、第２のグリッド２２の位置が最終位置となれば（ステップＳ１３でＹＥＳ）、第２のグリッド２２を初期位置に戻して動作を終了する。このように、第１のグリッド２１に対する第２のグリッド２２の一度の走査動作により、各相対位置で第１及び第２の画像データが取得される。これにより、各画素４０について、高エネルギ撮影による強度変調信号と、低エネルギ撮影による強度変調信号とがそれぞれ得られる。
　以下に、各強度変調信号の位相ズレ量ψの算出方法を説明する。相対位置ｋにおける画素データＩｋ（ｘ）は、一般に下式（９）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　ここで、Ａ０は入射Ｘ線の強度を表す。Ａｎは強度変調信号のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。ｉは虚数単位である。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素３０の座標ｘの関数として表したものである。
　配列ピッチｐ２を等分割して走査ピッチを一定とした場合には、下式（１０）が成立する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　式（１０）を式（９）に適用すると、屈折角φ（ｘ）は、下式（１１）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　ここで、ａｒｇ［　］は、偏角の抽出を意味しており、下式（１２）に示すように、強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）に相当する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　以上の説明ではｙ座標を考慮していないが、ｙ座標を考慮することにより、位相ズレ量の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）が得られる。この２次元分布ψ（ｘ，ｙ）が位相微分画像であり、三角関数を用いて下式（１３）のように表される。位相微分画像生成部３０は、下式（１３）に基づいて位相微分画像を生成する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　図７は、高エネルギ撮影または低エネルギ撮影において、各画素４０で得られる強度変調信号を例示している。破線は、被検体Ｈが配置されていない場合に高エネルギ撮影または低エネルギ撮影により得られると想定される強度変調信号である。実線は、被検体Ｈが配置されている場合に、高エネルギ撮影または低エネルギ撮影により得られる強度変調信号である。この位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が式（１３）により算出される。
　次に、Ｘ線撮影システム１０の作用について説明する。被検体ＨをＸ線源１１と第１のグリッド２１との間に配置し、コンソール１７の入力装置から撮影指示が入力されると、走査機構２３により、第２のグリッド２２が各相対位置ｋに順に移動されるとともに、各相対位置ｋにおいて高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影が行われ、Ｘ線画像検出器２０により第１及び第２の画像データが生成される。第１及び第２の画像データは、順次メモリ１３に記憶される。
　第２のグリッド２２が最終位置（ｋ＝Ｍ－１）に達すると、第２のグリッド２２が初期位置（ｋ＝０）に戻されるとともに、メモリ１３から画像処理部１４に第１及び第２の画像データがそれぞれ読み出される。画像処理部１４では、位相微分画像生成部３０により、上式（１３）に基づいて、複数の第１の画像データから第１の位相微分画像が生成され、複数の第２の画像データから第２の位相微分画像が生成される。第１及び第２の位相微分画像、それぞれ第１及び第２画像記憶部３１，３２に記憶される。
　第１及び第２画像記憶部３１，３２に記憶された第１及び第２の位相微分画像は、画像減算処理部３３に読み出されて、第１の位相微分画像の画像信号から第２の位相微分画像の画像信号が差し引かれ、差分画像が生成される。この差分画像は、位相コントラスト画像生成部３４に入力され、Ｘ方向に沿った積分処理が施されることにより、位相コントラスト画像が生成される。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内のモニタに表示される。
　以上のように、本実施形態のエネルギサブトラクション撮影では、第１のグリッド２１に対する第２のグリッド２２の相対走査が一度で済み、総撮影時間が短縮されるため、被検体Ｈの体動の影響が抑えられる。これにより、被検体Ｈ体動に起因するアーチファクトが低減された良好な位相コントラスト画像が得られる。また、本実施形態のエネルギサブトラクション撮影では、相対位置を変更するたびに各相対位置で高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影を行うため、低エネルギ撮影と高エネルギ撮影とでの相対位置の位置ずれが防止される。
　また、本実施形態では、各相対位置において、高エネルギ撮影、低エネルギ撮影の順に行っているが、これは、高エネルギ撮影より低エネルギ撮影の方がＸ線画像検出器２０に吸収されるＸ線の割合が多いことと、低エネルギ撮影を診断用画像として用いるために高エネルギ撮影に比して低エネルギ撮影のほうが照射線量が多くなることによって、低エネルギ撮影のほうが残像発生量が大きくなるためである。残像発生量が小さい高エネルギ撮影を低エネルギ撮影より先に行うことにより、高エネルギ撮影と低エネルギ撮影との間での残像の影響が小さくなり、画像のＳ／Ｎが向上する。
（その他の実施形態）
　以下では、本発明のその他の実施形態について説明する。なお、以下の各実施形態では、既に説明済みの実施形態と同じ構成については、同符号を用いて詳しい説明は省略する。
　第１実施形態では、各相対位置において、高エネルギ撮影（障害陰影除去用画像の撮影）、低エネルギ撮影（診断用画像の撮影）の順に撮影を行っているが、これとは逆に、低エネルギ撮影を障害陰影除去用画像の撮影、高エネルギ撮影を診断用画像の撮影とし、低エネルギ撮影（障害陰影除去用画像の撮影）、高エネルギ撮影（診断用画像の撮影）の順に撮影を行ってもよい。この場合、低エネルギ撮影は、高エネルギ撮影に比して照射線量を少なくできるため、低エネルギ撮影と高エネルギ撮影の間での残像の影響が小さくなり、画像のＳ／Ｎが向上する。また、線量の多い診断用画像を、低エネルギ撮影ではなく、高エネルギ撮影とすることにより、被検体Ｈを透過して検出器に到達するＸ線が増えるために、被曝を低減することができる。
　また、上述の実施形態では、各相対位置において、障害陰影除去用画像の撮影、診断用画像の撮影の順に撮影を行なっているが、これとは逆に、各相対位置において、診断用画像の撮影、障害陰影の撮影の順に撮影を行ってもよい。これにより、隣り合う相対位置間での残像の影響が低減し、強度変調信号の振幅が拡大するため、位相微分画像の算出精度が向上する。
　また、第１実施形態では、高エネルギ撮影と低エネルギ撮影とを行なうために、Ｘ線のエネルギをＸ線源１１の管電圧により変更しているが、Ｘ線源１１のコリメータに複数の付加フィルタを変更自在に設け、付加フィルタの種類を切り替えることにより、Ｘ線のエネルギを変更してもよい。
　また、第１実施形態では、Ｘ線源１１とＸ線画像検出器２０との間に第１及び第２のグリッド２１，２２を設けているが、さらに、図８に示すように、Ｘ線源１１の射出側に線源グリッド６０を設けてもよい。線源グリッド６０は、Ｘ線吸収部６０ａ及びＸ線透過部６０ｂがＸ方向に沿って交互に配列されたものであり、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方向に多数の小焦点光源（分散光源）を形成する。したがって、Ｚ方向に関する線源グリッドの位置がＸ線焦点位置となる。なお、線源グリッド６０は、Ｘ線源１１の内部に組み込んでもよい。
　また、第１実施形態では、第１のグリッド２１は、そのＸ線透過部２１ｂを通過したＸ線を幾何光学的に投影するが、Ｘ線透過部でＸ線を回折することによりタルボ効果が生じる特許第４４４５３９７号公報（米国特許第７１８０９７９号明細書）等に記載の構成としてもよい。この場合には、第１及び第２のグリッドの間の距離がタルボ距離に限定されるが、第１のグリッドを位相型とすることが可能である。第１のグリッドを位相型とするには、Ｘ線透過部とＸ線透過部との間で、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よい。位相型の第１のグリッドは、タルボ効果により生じる自己像を、第２のグリッドの位置に形成する。
　また、第１実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１のグリッド２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１のグリッド２１と第２のグリッド２２との間に配置してもよい。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。
　また、第１実施形態では、差分画像を積分処理することにより形成された位相コントラスト画像をモニタに表示しているが、差分画像のみ、または差分画像及び位相コントラスト画像をモニタに表示してもよい。
　また、第１実施形態では、被検体Ｈを配置した状態で撮影（以下、本撮影という）を行なっているが、この本撮影に加えて、被検体ＨをＸ線源１１とＸ線画像検出器２０との間に配置しない状態で同様な撮影（以下、プレ撮影という）を行うよう構成してもよい。以下に、本撮影に加えてプレ撮影を行う実施形態について説明する。
　本実施形態では、図９に示す画像処理部７０を用いる。画像処理部７０は、第１実施形態の画像処理部１４に、第１補正データ記憶部７１、第２補正データ記憶部７２、第１補正処理部７３、及び第２補正処理部７４を付加したものである。
　本実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１のグリッド２１との間に配置しない状態で、コンソール１７の入力装置からプレ撮影の指示が入力されると、前述の図６のフローチャートに従って、第１のグリッド２１に対する第２のグリッド２２の各相対位置で高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影が行われ、複数の第１及び第２の画像データがメモリ１３を介して画像処理部７０に入力される。位相微分画像生成部３０は、第１及び第２の画像データに基づいて第１及び第２の位相微分画像を生成し、第１の位相微分画像を第１の補正データとして第１補正データ記憶部７１に入力し、第２の位相微分画像を第２の補正データとして第２補正データ記憶部７２に入力する。プレ撮影の場合、動作は以上で終了する。
　次いで、被検体ＨをＸ線源１１と第１のグリッド２１との間に配置した状態で、コンソール１７の入力装置から本撮影の指示が入力されると、同様に第１及び第２の画像データが生成され、メモリ１３を介して画像処理部７０に入力される。この場合、位相微分画像生成部３０は、第１及び第２の画像データに基づいて第１及び第２の位相微分画像を生成し、第１及び第２の位相微分画像をそれぞれ第１及び第２画像記憶部３１，３２に入力する。
　そして、第１補正処理部７３は、第１画像記憶部３１に記憶された第１の位相微分画像の画像信号から第１補正データ記憶部７１に記憶された第１の補正データの画像信号を減算するオフセット処理を行う。第２補正処理部７４は、第２画像記憶部３２に記憶された第２の位相微分画像の画像信号から第２補正データ記憶部７２に記憶された第２の補正データの画像信号を減算するオフセット処理を行う。オフセット処理が行われた第１及び第２の位相微分画像は、第１実施形態と同様に、画像減算処理部３３により減算処理が行われ差分画像が生成される。この差分画像は、位相コントラスト画像生成部３４に入力され、位相コントラスト画像が生成される。その他の構成及び作用は、第１実施形態と同一である。
　エネルギサブトラクション撮影では、Ｘ線のエネルギが異なる高エネルギ撮影と低エネルギ撮影が行われ、第１及び第２のグリッド２１，２２、及びＸ線画像検出器２０の特性は、Ｘ線のエネルギに応じて異なるため、本実施形態のように、高エネルギ撮影に対する第１の補正データと、低エネルギ撮影に対する第２の補正データとをそれぞれ個別に取得するのが好ましい。
　また、上記各実施形態では、高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影とで得られた第１及び第２の位相微分画像の差分を取り、この差分画像を積分処理することにより位相コントラスト画像を生成しているが、位相微分画像の段階で差分処理を行わずに、第１及び第２の位相微分画像をそれぞれ積分処理して第１及び第２の位相コントラスト画像を生成し、第１及び第２の位相コントラスト画像を差分処理することにより位相コントラスト画像を生成してもよい。
　具体的には、図１０に示すように構成された画像処理部８０を用いる。高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影において、位相微分画像生成部３０により生成された位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部３４に入力され、位相コントラスト画像生成部３４により位相コントラスト画像が生成される。低エネルギ撮影で得られる位相コントラスト画像（以下、第１の位相コントラスト画像という）が第１画像記憶部３１に記憶され、高エネルギ撮影で得られる位相コントラスト画像（以下、第２の位相コントラスト画像という）が第２画像記憶部３２に記憶される。画像減算処理部３３は、第１及び第２画像記憶部３１，３２から第１及び第２の位相コントラスト画像をそれぞれ読み出し、第１の位相コントラスト画像の画像信号から第２の位相コントラスト画像の画像信号を差し引いて差分画像を生成する。この場合の差分処理についても、単純な差分処理に限られず、強度の重み付けやフィルタ処理等を第１及び第２の位相コントラスト画像の少なくとも一方の画素信号に施したうえで、両画像間の差分処理を行ってもよい。
　この場合にも同様に、各走査位置で、高エネルギ撮影、低エネルギ撮影の順序はいずれでもよく、高エネルギ撮影と低エネルギ撮影とのいずれを診断用画像の撮影としてもよい。また、この場合にもプレ撮影を行い、プレ撮影により得られた第１及び第２の位相コントラスト画像を、それぞれ第１及び第２の補正データとして記憶しておき、本撮影により得られた第１及び第２の位相コントラスト画像の画像信号から第１及び第２の補正データの画像信号をそれぞれ減算するオフセット処理を行なってもよい。
　また、上記各実施形態では、高エネルギと低エネルギとの２種類のエネルギのＸ線によりエネルギサブトラクション撮影を行っているが、３種類以上のエネルギのＸ線によりエネルギサブトラクション撮影を行ってもよい。
　以上説明した各実施形態を互いに矛盾のない範囲で組み合わせてもよい。本発明は、医療診断用の放射線撮影システム以外に、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。
　１０　Ｘ線撮影システム
　１１　Ｘ線源
　２１　第１のグリッド
　２１ａ　Ｘ線吸収部
　２１ｂ　Ｘ線透過収部
　２２　第２のグリッド
　２２ａ　Ｘ線吸収部
　２２ｂ　Ｘ線透過収部

Claims (13)

  1. 　被検体に向けて放射線を放射する放射線源と、
    　前記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のグリッドと、
    　前記第１像の周期パターン像を部分的に通過させて第２の周期パターン像を生成する第２のグリッドと、
    　前記第１のグリッドに対する前記第２のグリッドの相対位置を所定量ずつ変更する走査機構と、
    　前記各相対位置において前記放射線源の前記放射線のエネルギを、複数種類のエネルギに切り替える制御部と、
    　前記各相対位置で、前記各エネルギに対応する前記第２の周期パターン像を検出し、前記各エネルギに対応する画像データを生成する放射線画像検出器と、
    　前記各画像データに基づき、前記各エネルギに対応する複数種類の位相画像を生成する位相画像生成部と、
    　前記複数種類の位相画像を差分処理することにより差分画像を生成する差分画像生成部と、
    　を備えることを特徴とする放射線撮影システム。
  2. 　前記制御部は、前記放射線のエネルギを、第１のエネルギと、第１のエネルギよりも高い第２のエネルギとの少なくとも２種類のエネルギに切り替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. 　前記制御部は、前記第２のエネルギ、前記第１のエネルギの順に前記放射線のエネルギの切り替えを行うことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影システム。
  4. 　前記制御部は、前記第１のエネルギ、前記第２のエネルギの順に前記放射線のエネルギの切り替えを行うことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影システム。
  5. 　前記差分画像生成部は、前記第１のエネルギにより得られた前記位相画像を障害陰影除去用画像、前記第２のエネルギにより得られた前記位相画像を診断用画像とし、前記診断用画像から前記障害陰影除去用画像を減算することを特徴とする請求の範囲第３項または第４項に記載の放射線撮影システム。
  6. 　前記差分画像生成部は、前記第２のエネルギにより得られた前記位相画像を障害陰影除去用画像、前記第１のエネルギにより得られた前記位相画像を診断用画像とし、前記診断用画像から前記障害陰影除去用画像を減算することを特徴とする請求の範囲第３項または第４項に記載の放射線撮影システム。
  7. 　前記位相画像は、位相シフト分布の微分量に対応する位相微分画像であることを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影システム。
  8. 　前記位相画像は、位相シフト分布の微分量に対応する位相微分画像を積分処理することにより得られる位相コントラスト画像であることを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影システム。
  9. 　前記第１のグリッドは、吸収型であり、入射した放射線を幾何光学的に投影することにより前記第１の周期パターン像を生成することを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影システム。
  10. 　前記第１のグリッドは、吸収型または位相型であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせて前記第１の周期パターン像を生成することを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影システム。
  11. 　前記放射線源から放射される放射線を領域選択的に遮蔽することにより、多数の小焦点光源を生成する線源グリッドをさらに備えることを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影システム。
  12. 　前記被検体が配置されていない状態で前記位相画像生成部により得られる前記複数種類の位相画像をそれぞれ補正データとして記憶する補正データ記憶部と、
    　前記補正データ記憶部に記憶された前記各補正データにより、前記被検体が配置された状態で前記位相画像生成部により得られる得られる前記複数種類の位相画像を補正する補正処理部と、
    　をさらに備えることを特徴とする請求の範囲第１項から第１１項いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
  13. 　放射線源から放射される放射線を、第１のグリッドを通過させて第１の周期パターン像を生成するステップと、
    　前記第１像の周期パターン像を第２のグリッドにより部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成するステップと、
    　前記第１のグリッドに対する前記第２のグリッドの相対位置を所定量ずつ変更するステップと、
    　前記各相対位置において前記放射線源からの前記放射線のエネルギを、複数種類のエネルギに切り替えるステップと、
    　前記各相対位置で、前記各エネルギに対応する前記第２の周期パターン像を放射線画像検出器により検出し、前記各エネルギに対応する画像データを生成するステップと、
    　前記各エネルギに対応する画像データに基づき、前記各エネルギに対応する複数種類の位相画像を生成するステップと、
    　前記複数種類の位相画像を差分処理することにより差分画像を生成するステップと、
    　を備えることを特徴とする放射線撮影方法。
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