WO2012144317A1 - 放射線撮影装置及び画像処理方法 - Google Patents

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WO2012144317A1
WO2012144317A1 PCT/JP2012/059071 JP2012059071W WO2012144317A1 WO 2012144317 A1 WO2012144317 A1 WO 2012144317A1 JP 2012059071 W JP2012059071 W JP 2012059071W WO 2012144317 A1 WO2012144317 A1 WO 2012144317A1
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WO
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image
grating
pixels
imaging apparatus
radiation
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PCT/JP2012/059071
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English (en)
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Inventor
温之 橋本
拓司 多田
村越　大
Original Assignee
富士フイルム株式会社
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus that obtains an image based on a phase change of radiation and an image processing method thereof.
  • Radiation such as X-rays
  • X-rays has a characteristic of decaying depending on the weight (atomic number) of the elements constituting the substance and the density and thickness of the substance. Focusing on this characteristic, X-rays are used as a probe for seeing through the inside of a subject in fields such as medical diagnosis and nondestructive inspection.
  • a general X-ray imaging apparatus includes an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects X-rays. Take a picture of the line.
  • X-rays emitted from the X-ray source toward the X-ray image detector are absorbed and attenuated when passing through the subject, and then enter the X-ray image detector.
  • an image based on an X-ray intensity change by the subject is detected by the X-ray image detector.
  • the X-ray absorption ability is lower with an element having a smaller atomic number, there is a problem that a change in X-ray intensity is small and a sufficient contrast cannot be obtained in an image in a soft body tissue or soft material.
  • 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 the difference in X-ray absorption capacity between the two is small, so that it is difficult to obtain contrast.
  • X-ray phase imaging is a method of imaging the phase change of X-rays, focusing on the fact that the phase change of X-rays incident on the subject is larger than the intensity change. Can also obtain a high-contrast image.
  • an X-ray imaging apparatus in which first and second gratings are arranged in parallel at a predetermined interval between an X-ray source and an X-ray image detector.
  • a phase contrast image is acquired by imaging an X-ray moire image obtained from an X-ray source through the first and second gratings with an X-ray image detector.
  • a fringe scanning method is used.
  • photographing is performed during each stop while the second grating is intermittently moved by a predetermined amount smaller than the grating pitch in a direction substantially perpendicular to the grating direction with respect to the first grating.
  • a plurality of moire images are detected.
  • the amount of X-ray phase change caused by the interaction with the subject is detected, and a phase differential image is generated.
  • a phase contrast image is generated by integrating the phase differential image.
  • the fringe scanning method requires a highly accurate moving mechanism in order to move the first or second grating with a pitch smaller than the grating pitch. For this reason, there is a problem that the apparatus is complicated and expensive. Further, in the fringe scanning method, since it is necessary to perform imaging a plurality of times in order to acquire one phase contrast image, each body moire or vibration of the apparatus occurs during the series of imaging. There is a problem that the subject or the lattice is displaced between the images and the image quality of the phase differential image is deteriorated. Patent Document 1 suggests that a phase differential image is generated from a single moire image obtained by performing one-time imaging without moving the first and second gratings. This method is not described.
  • Patent Document 2 a single moire image is obtained by performing one-time shooting without moving the first and second gratings, and a spectrum corresponding to the Fourier transform and the carrier frequency is obtained for this moire image.
  • a Fourier transform method for obtaining a phase differential image by performing a series of processes of separation and inverse Fourier transform has been proposed.
  • a radiation imaging apparatus of the present invention includes a radiation source that emits radiation, a first grating, a second grating, a radiation image detector, and a phase differential image generation unit. ing.
  • lattice passes a radiation and produces
  • the second grating generates a second periodic pattern image in which moire fringes are generated by partially shielding the first periodic pattern image.
  • the radiation image detector detects the second periodic pattern image by a plurality of pixels arranged two-dimensionally and generates image data.
  • the phase differential image generation unit includes M pixels arranged in a predetermined direction as one group, and is configured by pixel values of a plurality of pixels in each group while shifting the group in the predetermined direction by a number of pixels smaller than M.
  • a phase differential image is generated by calculating the phase of the intensity modulation signal.
  • the phase differential image generation unit preferably calculates the phase of the intensity modulation signal constituted by the pixel values of a plurality of pixels of each group while shifting the group pixel by pixel in a predetermined direction.
  • the predetermined direction is preferably a direction substantially orthogonal to the moire fringes.
  • the number of pixels constituting the group corresponds to an integral multiple of the period of moire fringes.
  • the number of pixels constituting the group corresponds to one cycle of moire fringes.
  • the number of pixels constituting the group may be smaller than the number of pixels corresponding to one cycle of moire fringes.
  • Moire fringes are generated by arranging the second grating so as to be inclined relative to the first grating in the in-lattice direction, and in the grating directions of the first and second gratings. It is preferable that they are substantially orthogonal.
  • the moire fringes are generated by adjusting the positional relationship in the opposing direction of the first and second gratings or the grating pitch of the first and second gratings. It may be substantially parallel to the lattice direction of the lattice.
  • the moire fringes are arranged such that the second grating is inclined relative to the first grating in the grating in-plane direction, and the positional relationship in the opposing direction of the first and second gratings, or These are generated by adjusting the grating pitch of the first and second gratings, and may not be orthogonal to the grating directions of the first and second gratings and may not be parallel to each other.
  • phase contrast image generation unit that generates a phase contrast image by integrating the phase differential image along a direction substantially orthogonal to the grating directions of the first and second gratings.
  • a correction image storage unit that stores a phase differential image generated by the phase differential image generation unit without a subject as a correction image, and a phase generated by the phase differential image generation unit with a subject arranged It is preferable to include a correction processing unit that subtracts the corrected image stored in the corrected image storage unit from the differential image.
  • the phase contrast image is generated by integrating the corrected phase differential image corrected by the correction processing unit along a direction substantially orthogonal to the grating directions of the first and second gratings. It is preferable to include an image generation unit.
  • the first grating is an absorptive grating, and it is preferable to generate the first periodic pattern image by geometrically optically projecting the incident radiation onto the second grating.
  • the first grating may be an absorption type grating or a phase type grating, and may generate a first periodic pattern image by causing a Talbot effect to incident radiation.
  • the radiation image detector is an optical reading method in which a linear reading light source extending in a direction orthogonal to a predetermined direction is scanned in a predetermined direction to read charges for each pixel and generate image data. It may be a radiation image detector.
  • the image processing method of the present invention includes a radiation source that emits radiation, a first grating that generates a first periodic pattern image by passing the radiation, and a partial shielding of the first periodic pattern image.
  • a second grating that generates a second periodic pattern image in which moire fringes are generated; a radiation image detector that generates image data by detecting the second periodic pattern image using a plurality of two-dimensionally arranged pixels; It is used for the radiography apparatus provided with.
  • M pixels arranged in a predetermined direction are grouped into one group, and this group is shifted in the predetermined direction by a number of pixels smaller than M, and the intensity constituted by the pixel values of a plurality of pixels in each group.
  • a phase differential image is generated by calculating the phase of the modulation signal.
  • M pixels arranged in a predetermined direction are made into one group, and this group is configured by pixel values of a plurality of pixels in each group while shifting the number of pixels smaller than M in the predetermined direction. Since the phase differential image is generated by calculating the phase of the intensity modulation signal, a high-quality phase differential image can be generated from one moire image detected by the radiation image detector.
  • an X-ray imaging apparatus 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 imaging unit 12 includes an X-ray image detector 20, a first grating 21, and a second grating 22.
  • the first and second gratings 21 and 22 are absorption gratings, and are disposed opposite to the X-ray source 11 in the Z direction, which is the X-ray irradiation direction.
  • a space is provided between the X-ray source 11 and the first grating 21 so that the subject H can be arranged.
  • the X-ray image detector 20 is a flat panel detector using a semiconductor circuit, and is disposed in close proximity to the back of the second grating 22.
  • the detection surface 20a of the X-ray image detector 20 exists on the XY plane orthogonal to the Z direction.
  • the first lattice 21 has a lattice plane on the XY plane, and a plurality of X-ray absorption portions 21a and X-ray transmission portions 21b extending in the Y direction (lattice direction) are formed on the lattice plane. .
  • the X-ray absorption parts 21a and the X-ray transmission parts 21b are alternately arranged along the X direction to form a striped pattern.
  • the second grating 22 includes a plurality of X-ray absorption parts 22 a and X-ray transmission parts 22 b that extend in the Y direction and are alternately arranged along the X direction.
  • 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 first grating 21 partially passes the X-rays emitted from the X-ray source 11 to generate a first periodic pattern image (hereinafter referred to as a G1 image).
  • the second grating 22 partially transmits the G1 image generated by the first grating 21 to generate a second periodic pattern image (hereinafter referred to as G2 image).
  • the G1 image substantially matches the lattice pattern of the second lattice 22.
  • the first grating 21 is slightly inclined with respect to the second grating 22 around the Z axis (in the grating plane direction). In the G2 image, moire fringes having a period corresponding to the inclination angle are generated.
  • the X-ray image detector 20 detects the G2 image and generates image data.
  • the memory 13 temporarily stores the image data read from the X-ray image detector 20.
  • the image processing unit 14 generates a phase differential image based on the image data stored in the memory 13, and generates a phase contrast image based on the phase differential image.
  • the image recording unit 15 records the phase differential image and 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 operation unit 17a that enables operations such as setting of shooting conditions, switching of shooting modes, and shooting execution instructions, and a monitor 17b that displays image information such as shooting information, phase differential images, and phase contrast images. It has.
  • As the imaging mode pre-imaging in which imaging is performed without placing the subject H and main imaging in which the subject H is placed can be executed.
  • the system control unit 18 comprehensively controls each unit in accordance with a signal input from the operation unit 17a.
  • the X-ray image detector 20 includes a plurality of pixels 30 arranged two-dimensionally, a gate scanning line 33, a scanning circuit 34, a signal line 35, and a readout circuit 36.
  • the pixel 30 includes a pixel electrode 31 for collecting charges generated in a semiconductor film such as amorphous selenium (a-Se) by incident X-rays, and a TFT (for reading the charges collected by the pixel electrode 31). Thin Film Transistor) 32.
  • the gate scanning line 33 is provided for each row of the pixels 30.
  • the scanning circuit 34 applies a scanning signal for turning on / off the TFT 32 to each gate scanning line 33.
  • the signal line 35 is provided for each column of the pixels 30.
  • the readout circuit 36 reads out electric charges from the pixels 30 through the signal lines 35, converts them into image data, and outputs them.
  • the detailed layer configuration of each pixel 30 is the same as the layer configuration described in Japanese Patent Laid-Open No. 2002-26300.
  • the readout circuit 36 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 30 through the signal line 35 to generate an image signal.
  • the A / D converter converts the image signal generated 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.
  • the X-ray image detector 20 is not limited to a direct conversion type that directly converts incident X-rays into electric charges, but converts incident X-rays into visible light with a scintillator such as cesium iodide (CsI) or gadolinium oxysulfide (GOS). Alternatively, an indirect conversion type in which visible light is converted into electric charge by a photodiode may be used.
  • the X-ray image detector 20 is not limited to a radiographic image detector based on a TFT panel, and a radiographic image detector based on a solid-state imaging device such as a CCD sensor or a CMOS sensor can also be used. .
  • X-rays irradiated from the X-ray source 11 are cone beams having the X-ray focal point 11a as a light emitting point.
  • the first grating 21 is configured to project the X-rays that have passed through the X-ray transmission part 21b substantially geometrically.
  • the width of the X-ray transmission part 21b in the X direction is set to a value sufficiently larger than the effective wavelength of X-rays radiated from the X-ray source 11, and straightness is achieved without diffracting most of the X-rays. It is realized by letting it pass while keeping.
  • the effective wavelength of X-rays 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 grating 22.
  • the G1 image generated by the first grating 21 is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 11a.
  • the grating pitch p 2 of the second grating 22 is set to coincide with the periodic pattern of the G1 image at the position of the second grating 22.
  • the grating pitch p 2 of the second grating 22 is the grating pitch of the first grating 21, p 1 , the distance L 1 between the X-ray focal point 11 a and the first grating 21, the first grating 21.
  • the G2 image is modulated by the subject H.
  • the modulation amount reflects the refraction angle of X-rays by the subject H.
  • FIG. 3 illustrates one path of X-rays refracted according to the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H.
  • Reference numeral X1 indicates a path along which the X-ray goes straight when the subject H does not exist.
  • X-rays traveling along the path X 1 pass through the first and second gratings 21 and 22 and enter the X-ray image detector 20.
  • Reference numeral X2 indicates an X-ray path refracted by the subject H when the subject H exists.
  • X-rays traveling along the path X ⁇ b> 2 pass through the first grating 21 and are then absorbed by the X-ray absorption unit 22 a of the second grating 22.
  • phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H is expressed by the following formula (2), where n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H.
  • n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H.
  • the y-coordinate is omitted for simplification of description.
  • the G1 image formed at the position of the second 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 expression (3) based on the fact that the X-ray refraction angle ⁇ is very small.
  • the refraction angle ⁇ is expressed by the following equation (4) using the X-ray wavelength ⁇ and the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H.
  • the displacement amount ⁇ x is related to the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H.
  • the displacement amount ⁇ x and the refraction angle ⁇ are the phase shift amount ⁇ of the intensity modulation signal of each pixel detected by the X-ray image detector 20 (the phase of the intensity modulation signal with and without the subject H).
  • the intensity modulation signal is a waveform signal representing an intensity change of a pixel value accompanying a position change between the first grating 21 and the second grating 22.
  • phase shift amount ⁇ of the intensity modulation signal corresponds to the differential amount of the phase shift distribution ⁇ (x).
  • the first grating 21 is inclined by an angle ⁇ around the Z axis with respect to the second grating 22 so that the G1 image is inclined by a predetermined angle ⁇ around the Z axis with respect to the second grating 22. Inclined.
  • a moiré fringe MS having a period T (hereinafter referred to as a moiré period T) represented by the following expression (6) is generated in the G2 image substantially in the Y direction.
  • the pixel size in the X direction of the pixel 30 of the X-ray image detector 20 is assumed to be Dx (hereinafter referred to as main pixel size Dx), and the pixel size in the Y direction is referred to as Dy (hereinafter referred to as sub pixel size Dy).
  • the inclination angle ⁇ of the second grating 22 is set so that the moire period T is substantially an integral multiple of the sub-pixel size Dy.
  • M pixels 30 arranged in the Y direction are defined as one group Gr (x, n).
  • M and n are positive integers.
  • n represents the y coordinate of the first pixel 30 in one group Gr (x, n).
  • I (x, y) indicates the pixel value of the pixel 30 at coordinates x, y.
  • This pixel value I (x, y) is acquired from the image data stored in the memory 13.
  • the pixel values I (x, n) to I (x, n + M ⁇ 1) in one group Gr (x, n) have an intensity modulation amount of the G1 image by the second grating 22 in accordance with the y coordinate of the pixel 30. Due to the difference, as shown in FIG. 6, an intensity modulation signal for one period is formed.
  • the pixel values I (x, n) to I (x, n + M ⁇ 1) in one group Gr (x, n) are obtained by moving the first or second grating in the grating direction in the conventional fringe scanning method. This corresponds to an intensity-modulated signal for one period acquired while moving by a predetermined amount in a substantially vertical direction (X direction).
  • the image processing unit 14 includes a phase differential image generation unit 40, a corrected image storage unit 41, a correction processing unit 42, and a phase contrast image generation unit 43.
  • the phase differential image generation unit 40 reads out the image data stored in the memory 13 by the main shooting and the pre-shooting, and generates a phase differential image by a method described later.
  • the corrected image storage unit 41 stores the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 during pre-photographing as a corrected image.
  • the correction processing unit 42 generates a corrected phase differential image by subtracting the correction image stored in the correction image storage unit 41 from the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 during the main photographing.
  • the phase contrast image generation unit 43 generates a phase contrast image by integrating the corrected phase differential image along the X direction.
  • the phase differential image generation unit 40 shifts the group Gr (x, n) one pixel at a time in the Y direction for each column of pixels 30 aligned in the X direction (while incrementing n).
  • the phase differential value is calculated based on the intensity modulation signal of each group Gr (x, n).
  • a phase differential image is obtained by calculating the phase differential value for all the pixels 30.
  • the phase differential value can be calculated by the same method as the fringe scanning method. Specifically, the phase distribution calculation method in the phase modulation interferometry (fringe scan interferometry) shown in “Applied Optics, Introduction to Optical Measurement, Toyohiko Yadagai, Maruzen Co., Ltd., pages 136 to 138” can be used.
  • the phase differential image generation unit 40 calculates the following determinant (7) and applies the calculation result to the following equation (8) to generate the phase differential value ⁇ (x, y).
  • the reference phase ⁇ k the matrices a, A ( ⁇ k ), and B ( ⁇ k ) are expressed by the following equations (9) to (12), respectively.
  • the reference phase ⁇ k changes stepwise from 0 to 2 ⁇ at equal intervals.
  • the non-diagonal terms are zero matrices A ([delta] k), since 1 except the diagonal term is 1/2, the phase differential value [psi (x, y) is simpler following expression (13 ).
  • X-ray imaging apparatus 10 configured as described above.
  • X-rays are emitted from the X-ray source 11 and a G2 image is detected by the X-ray image detector 20.
  • Image data is generated.
  • the image data is stored in the memory 13 and then read out by the image processing unit 14.
  • the image processing unit 14 the calculation is performed based on the image data by the phase differential image generation unit 40, and a phase differential image is generated. This phase differential image is stored in the corrected image storage unit 41 as a corrected image.
  • the pre-photographing operation is completed as described above.
  • X-rays are similarly emitted from the X-ray source 11.
  • the X-ray image detector 20 detects the G2 image and generates image data.
  • the image data is stored in the memory 13 and then read out by the image processing unit 14.
  • the image processing unit 14 the calculation is performed based on the image data by the phase differential image generation unit 40, and a phase differential image is generated.
  • the phase differential image of the actual photographing is input to the correction processing unit 42.
  • the correction processing unit 42 reads a correction image (pre-photographed phase partial image) from the correction image storage unit 41 and subtracts the correction image from the phase differential image. As a result, a corrected phase differential image reflecting only the phase information of the subject H is generated.
  • the corrected phase differential image is input to the phase contrast image generation unit 43, and integration processing is performed along the X direction to generate a phase contrast image.
  • phase contrast image and the corrected phase differential image are recorded in the image recording unit 15 and then input to the console 17 and displayed on the monitor 17b.
  • the phase differential image is equivalent to the X direction and the Y direction.
  • the number of pixels M in one group Gr (x, n) is the same as the number of pixels ⁇ included in one moire period T.
  • the number of pixels M in one group Gr (x, n) may be the same as N times the number of pixels ⁇ included in one moire period T (where N is an integer of 2 or more).
  • the number of pixels M in one group Gr (x, n) may not match the number of pixels ⁇ included in one moire period T or N times the number.
  • the above equation (13) cannot be used to calculate the phase differential value ⁇ (x, y), but the result obtained by calculating the determinant (7) is applied to the above equation (8). Is possible.
  • the number of pixels M in one group Gr (x, n) may be smaller than the number of pixels ⁇ included in one moire cycle T.
  • the above equation (13) cannot be used to calculate the phase differential value ⁇ (x, y), but by applying the result obtained by calculating the determinant (7) to the above equation (8). It can be calculated.
  • the S / N ratio is lower than in the first embodiment, but the resolution is improved.
  • the phase differential value is calculated while shifting the group Gr (x, n) one pixel at a time in the Y direction.
  • the phase differential value may be calculated while shifting the group Gr (x, n) in the Y direction in units of two or more pixels. In this case, it is preferable to shift the number of pixels smaller than the number M of pixels constituting the group Gr (x, n) as a unit so that the resolution in the Y direction of the phase differential image is not deteriorated more than necessary.
  • the extending direction of the X-ray absorbing portion 22a of the second grating 22 is the Y direction
  • the extending direction of the X-ray absorbing portion 21a of the first grating 21 is the angle ⁇ .
  • the extending direction of the X-ray absorbing portion 21a of the first grating 21 is the Y direction
  • the extending direction of the X-ray absorbing portion 22a of the second grating 22 is the angle ⁇ . It may be tilted only.
  • the extending direction of the X-ray absorbing portion 21a of the first grating 21 and the extending direction of the X-ray absorbing portion 22a of the second grating 22 are inclined in the opposite direction with respect to the Y direction, and both are angled. You may make it make (theta).
  • the X-ray image detector 20 is disposed close to the back of the second grating 22, and the X-ray image detector 20 is a G2 image generated by the second grating 22.
  • an interval may be provided between the X-ray image detector 20 and the second grating 22.
  • the X-ray image detector 20 detects a G2 image enlarged at a magnification R of the following equation (14). .
  • the group Gr (x, n) may be similarly set based on the moire cycle T ′.
  • the value represented by the above formula (8) or (13), that is, the value representing the phase of the intensity modulation signal is used as the phase differential value. It is good also as a phase differential value.
  • the phase differential image is generated.
  • an absorption image and a small angle scattered image may be generated.
  • the absorption image is generated by obtaining an average value of the intensity modulation signals exemplified in FIG.
  • the small angle scattered image is generated by obtaining the amplitude of the intensity modulation signal.
  • the subject H is arranged between the X-ray source 11 and the first grating 21, but the subject H is arranged with the first grating 21 and the second grating 22. You may arrange
  • the X-ray emitted from the X-ray source 11 is a cone beam.
  • an X-ray source that emits a parallel beam may be used.
  • the moiré fringes MS are generated in the G2 image due to the relative inclination of the first and second gratings 21 and 22 in the lattice plane direction.
  • the positional relationship between the first and second gratings 21 and 22 to be slightly break the relationship of the above equation (1) (distance L 1, L 2)
  • a moiré fringe MS is generated in the G2 image.
  • the pattern period p 3 in the X direction of the G1 image at the position of the second grating 22 is slightly shifted from the grating pitch p 2 of the second grating 22.
  • Moire fringes MS have a period T expressed by the following expression (15) in the X direction.
  • the phase differential image generation unit 40 shifts the group Gr (n, y) one pixel at a time in the X direction for each row of the pixels 30 arranged in the Y direction (n is set as shown in FIG. 13).
  • the phase differential value ⁇ (x, y) is calculated based on the intensity modulation signal of each group Gr (n, y).
  • the method for calculating the phase differential value ⁇ (x, y) is the same as in the first embodiment. Specifically, when calculating the phase differential value ⁇ (x, y) by performing the calculation of the determinant (7), the following equation (16) is used instead of the above equation (8), and the above equation ( The following equation (17) may be used instead of 12).
  • the phase differential value ⁇ (x, y) is obtained by using the following equation (18) instead of the above equation (13). ) Can be calculated.
  • the number of pixels M in one group Gr (n, y) may not match the number of pixels ⁇ included in one moire period T or N times that number. Also, it may be smaller than the number of pixels ⁇ included in one moire period T. Further, the phase differential value may be calculated while shifting the group Gr (n, y) in units of two or more pixels in the X direction. Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.
  • the spacing L 3 may be provided between the in the present embodiment the X-ray image detector 20 and the second grating 22.
  • the group Gr (n, y) is set based on the moire cycle T ′ obtained by multiplying the moire cycle T represented by the above equation (15) by the magnification R represented by the above equation (14). That's fine.
  • the relative inclination of the first and second gratings 21 and 22 described in the first embodiment in the in-plane direction, and the first and second gratings shown in the second embodiment may occur simultaneously.
  • moire fringes having a period in a direction not parallel to either the X direction or the Y direction may occur in the G2 image.
  • the moire fringes since the moire fringes have components in the X direction and the Y direction, it is possible to generate a phase differential image by using the method of either the first embodiment or the second embodiment.
  • the X-ray source 11 has a single focal point.
  • a multi-slit (line source grid) 23 described in Japanese Patent Publication No. Gazette is provided. Similar to the first and second gratings 21 and 23, the multi-slit 23 is formed by alternately arranging a plurality of X-ray absorbing portions 23a and X-ray transmitting portions 23b extending in the Y direction. .
  • the lattice pitch p 0 of the multi slit 23 is set so as to substantially satisfy the following expression (19).
  • L 0 is the distance from the multi slit 23 to the first grating 21.
  • each X-ray transmission part 23b functions as an X-ray focal point.
  • the radiation emitted from each X-ray transmission part 23b forms a G1 image by the first grating 21 and overlaps at the position of the second grating 22 to form a G2 image.
  • the amount of light of the G2 image is improved, and the calculation accuracy of the phase differential image can be improved and the photographing time can be shortened.
  • each X-ray transmitting portion 23b of the multi-slit 23 functions as an X-ray focal
  • the distance L 1 in the above formula (1) may be replaced by a distance L 0.
  • an interval L 3 may be provided between the X-ray image detector 20 and the second grating 22.
  • the group Gr (x) is based on the moire cycle T ′ obtained by multiplying the moire cycle T represented by the above formula (6) or the above formula (15) by the magnification R represented by the above formula (14).
  • N) or group Gr (n, y) may be set.
  • the first grating 21 projects the incident X-ray geometrically without diffracting it.
  • the Talbot effect is generated in the first grating 21.
  • a small-focus X-ray source is used or the multi-slit 23 is used to reduce the focal point so as to enhance the spatial coherence of X-rays. Good.
  • the self-image of the first grating 21 (G1 image) is formed at a position apart Talbot distance Z m downstream from the first grating 21. Therefore, in the present embodiment, it is necessary to set the distance L 2 from the first grid 21 to the second grating 22 on the Talbot distance Z m.
  • the first grating 21 can be a phase type grating. Other configurations and operations are the same as those in any of the first to third embodiments.
  • “m” is a positive integer.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the above expression (1) (however, when the multi slit 23 is used, the distance L 1 is replaced with the distance L 0 ). .
  • the Talbot distance Z m is expressed by the following formula ( 21).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the above expression (1) (however, when the multi slit 23 is used, the distance L 1 is replaced with the distance L 0 ). .
  • the Talbot distance Z m is expressed by the following equation (22). It is represented by Here, “m” is “0” or a positive integer.
  • the grating pitch p 1, p 2 is set following equation (23) so as to satisfy substantially (However, when using a multi-slit 23, the distance L 1 is replaced by a distance L 0).
  • the first grating 21 is absorption grating, if X-rays emitted from the X-ray source 11 is collimated beam, Talbot distance Z m is represented by the following formula (24).
  • “m” is a positive integer.
  • the Talbot distance Z m is expressed by the following formula ( 25).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the X-ray image detector 20 that reads electric charges from the pixels 30 via the TFTs is used.
  • linear read light is used.
  • An optical reading type X-ray image detector that reads electric charges by performing scanning is used.
  • the X-ray image detector 50 of the present embodiment generates charges by receiving the first electrode layer 51 that transmits X-rays and the irradiation of X-rays that transmit the first electrode layer 51.
  • the charge that acts as an insulator for the charge of one polarity and the charge that acts as a conductor for the charge of the other polarity A transport layer 54, a reading photoconductive layer 55 that generates charges when irradiated with reading light LR, and a second electrode layer 56 are laminated in this order.
  • a power storage unit 53 for accumulating charges generated in the recording photoconductive layer 52 is formed.
  • Each of the above layers is formed on the glass substrate 57 in order from the second electrode layer 56.
  • the first electrode layer 51 has X-ray transparency.
  • Nesa film (SnO 2 ), ITO (Indium Tin Oxide), IZO (Indium Zinc Oxide), IDIXO (Idemitsu Indium X-metal Oxide) which is an amorphous light transmissive oxide film; Idemitsu Kosan Co., Ltd.) can be used with a thickness of 50 to 200 nm, and Al or Au with a thickness of 100 nm can also be used.
  • the recording photoconductive layer 52 only needs to generate charges when irradiated with X-rays, and is excellent in terms of relatively high quantum efficiency and high dark resistance with respect to X-rays.
  • a material mainly composed of amorphous selenium is used.
  • the thickness of the recording photoconductive layer 52 is suitably 10 to 1500 ⁇ m.
  • the thickness of the recording photoconductive layer 52 is preferably 150 to 250 ⁇ m for mammography applications, and preferably 500 to 1200 ⁇ m for general imaging applications.
  • the charge transport layer 54 it is better that the difference between the mobility of charges charged in the first electrode layer 51 during the recording of the X-ray image and the mobility of charges having the opposite polarity is larger.
  • a semiconductor material such as an organic compound, a TPD polymer (polycarbonate, polystyrene, PVK) dispersion, a-Se doped with 10 to 200 ppm of Cl, or As 2 Se 3 is suitable.
  • the thickness of the charge transport layer 54 is suitably about 0.2 to 2 ⁇ m.
  • the reading photoconductive layer 55 may be any material that exhibits conductivity when irradiated with the reading light LR.
  • a photoconductive substance containing at least one of MgPc (Magnesium-phtalocyanine), VoPc (phase II-of-Vanadyl-phthalocyanine), CuPc (Cupper-phtalocyanine) as a main component is suitable.
  • the thickness of the reading photoconductive layer 55 is suitably about 5 to 20 ⁇ m.
  • the second electrode layer 56 includes a plurality of transparent linear electrodes 56a that transmit the reading light LR and a plurality of light shielding linear electrodes 56b that shield the reading light LR.
  • the transparent linear electrode 56a and the light-shielding linear electrode 56b extend linearly continuously from one end of the image forming area of the X-ray image detector 50 to the other end.
  • the transparent linear electrodes 56a and the light shielding linear electrodes 56b are alternately arranged in parallel at a predetermined interval.
  • the transparent linear electrode 56a is made of a conductive material that transmits the reading light LR.
  • As the transparent linear electrode 56a for example, ITO, IZO, or IDIXO can be used similarly to the first electrode layer 51.
  • the thickness of the transparent linear electrode 56a is about 100 to 200 nm.
  • the light shielding linear electrode 56b is made of a conductive material while shielding the reading light LR.
  • the above transparent conductive material and a color filter can be used in combination.
  • the thickness of the transparent conductive material is about 100 to 200 nm.
  • the above-described main pixel size Dx is defined by one set of the adjacent transparent linear electrode 56a and the light shielding linear electrode 56b.
  • the X-ray image detector 50 includes a linear reading light source 58 extending in a direction (X direction) orthogonal to the extending direction of the transparent linear electrode 56a and the light shielding linear electrode 56b.
  • the linear reading light source 58 includes a light source such as an LED (Light Emitting Diode) or an LD (Laser Diode) and an optical system, and irradiates the glass substrate 57 with a linear reading light LR.
  • the linear reading light source 58 moves in the extending direction (Y direction) of the transparent linear electrode 56a and the light shielding linear electrode 56b by a moving mechanism (not shown), and the line emitted from the linear reading light source 58 Charge is read out by the reading light in the form of a ring.
  • the sub-pixel size Dy is defined by the width of the linear reading light source 58 in the Y direction.
  • the subpixel size Dy can be reduced and the resolution in the subpixel direction of the phase differential image can be improved.
  • the operation of image detection and readout in the X-ray image detector 50 will be described.
  • the X-rays incident on the X-ray image detector 50 are transmitted through the first electrode layer 51 and irradiated on the recording photoconductive layer 52. Due to this X-ray irradiation, charge pairs are generated in the recording photoconductive layer 52, of which positive charges (holes) combine with the negative charges (electrons) charged in the first electrode layer 51 and disappear, As shown in FIG. 17, the electric charge is accumulated as a latent image charge in a power storage unit 53 formed at the interface between the recording photoconductive layer 52 and the charge transport layer 54.
  • the linear reading light LR emitted from the linear reading light source 58 is irradiated from the glass substrate 57 side.
  • the reading light LR passes through the glass substrate 57 and further passes through the transparent linear electrode 56a and is irradiated onto the reading photoconductive layer 55.
  • the positive charge generated in the reading photoconductive layer 55 by the irradiation of the reading light LR passes through the charge transport layer 54 and is combined with the latent image charge of the power storage unit 53, and the negative charge is converted into the transparent linear electrode 56a.
  • the light shielding linear electrode 56b is combined with the positive charge charged through the integrating amplifier 61 connected to the.
  • the above-described charge reading operation is performed while the linear reading light source 58 sequentially moves by the moving pitch with the sub-pixel size Dy as the moving pitch in the Y direction. Accordingly, an image signal is detected for each reading line irradiated with the linear reading light LR, and the image signal for each detected reading line is sequentially output from the integrating amplifier 61.
  • the image signal output from the integrating amplifier 61 is processed by an A / D converter and a correction circuit (both not shown) as in the first embodiment, and digital image data is generated.
  • the X-ray image detector 50 can be applied to any of the first to fourth embodiments, and other configurations and operations of the present embodiment are the same as those of any of the first to fourth embodiments. It is.
  • the above embodiments may be combined with each other within a consistent range.
  • the present invention can be applied to an industrial radiography apparatus and the like in addition to a radiography apparatus for medical diagnosis.
  • a radiography apparatus for medical diagnosis In addition to X-rays, gamma rays or the like can be used as radiation.

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Abstract

　１枚のモアレ画像を用いて高画質の位相微分画像を生成することを可能とする。　Ｘ線撮影装置（１０）は、Ｘ線源（１１）から放射されたＸ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（２１）と、第１の格子（２１）と対向するとともに、第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することによりモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する第２の格子（２２）と、第２の周期パターン像を検出して画像データを生成するＸ線画像検出器（２０）とを備える。Ｘ線画像検出器（２０）は、ＸＹ方向に２次元的に配置されたガぞ（３０）を有する。Ｙ方向に並ぶＭ個の画素（３０）を１グループＧｒ（ｘ，ｎ）とし、このグループＧｒ（ｘ，ｎ）をＹ方向にＭより少ない画素数ずつシフトする。このシフトで形成された各グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の複数の画素（３０）の画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成する。

Description

放射線撮影装置及び画像処理方法
　本発明は、放射線の位相変化に基づく画像を得る放射線撮影装置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重さ（原子番号）と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰する特性を有する。この特性に着目し、医療診断や非破壊検査等の分野において、被検体の内部を透視するためのプローブとしてＸ線が利用されている。
　一般的なＸ線撮影装置は、Ｘ線を放射するＸ線源と、Ｘ線を検出するＸ線画像検出器とを備え、これらの間に被検体を配置して、被検体を透過したＸ線の撮影を行う。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、被検体を透過する際に吸収され減衰した後、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被検体によるＸ線の強度変化に基づく画像がＸ線画像検出器により検出される。
　Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線の強度変化が小さく、画像に十分なコントラストが得られないという問題がある。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、いずれも成分の殆どが水であり、両者のＸ線吸収能の差が小さいため、コントラストが得られにくい。
　このような問題を背景に、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体によるＸ線の位相変化に基づいた画像を得るＸ線位相イメージングの研究が近年盛んに行われている。Ｘ線位相イメージングは、被検体に入射したＸ線の位相変化が強度変化より大きいことに着目し、Ｘ線の位相変化を画像化する方法であり、Ｘ線吸収能が低い被検体に対し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を可能とするために、Ｘ線源とＸ線画像検出器との間に、第１及び第２の格子を所定の間隔で平行に配置したＸ線撮影装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。このＸ線撮影装置では、Ｘ線源から第１及び第２の格子を介して得られるＸ線のモアレ画像をＸ線画像検出器で撮影することにより位相コントラス画像を取得する。
　特許文献１に記載のＸ線撮影装置では、縞走査法が用いられている。縞走査法では、第１の格子に対して第２の格子を、格子方向にほぼ垂直な方向に、格子ピッチよりも小さい所定量ずつ間欠的に移動させながら、その各停止中に撮影を行うことにより複数のモアレ画像が検出される。この複数のモアレ画像に基づいて、被検体との相互作用によって生じたＸ線の位相変化量が検出され、位相微分画像が生成される。この位相微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が生成される。
　しかし、縞走査法では、第１または第２の格子を、その格子ピッチよりも小さいピッチで精度よく移動させるために高精度な移動機構が必要である。このため、装置の複雑化や高コスト化という問題がある。また、縞走査法では、１枚の位相コントラスト画像を取得するために複数回の撮影を行う必要があるため、その一連の撮影中に被検体の体動や装置の振動が生じると、各モアレ画像間で被検体や格子に位置ずれが生じ、位相微分画像の画質が劣化するという問題がある。特許文献１には、第１及び第２の格子を移動させずに一度の撮影を行うことより得られる１枚のモアレ画像から位相微分画像を生成することが示唆されているが、その具体的な方法については記載されていない。
　特許文献２では、第１及び第２の格子を移動させずに一度の撮影を行うことにより１枚のモアレ画像を取得し、このモアレ画像に対して、フーリエ変換、キャリア周波数に対応したスペクトルの分離、フーリエ逆変換の一連の処理を施すことにより位相微分画像を得るフーリエ変換法が提案されている。
特開２００８－２００３６１号公報 ＷＯ２０１０／０５０４８３号公報
　しかしながら、特許文献２に記載のフーリエ変換法では、第１及び第２の格子の歪みや配置誤差等により、モアレ画像のモアレ縞に周期や縞の方向に歪みが生じると、キャリア周波数成分の広がりが大きくなるため、そのピーク位置が正確に得られない。キャリア周波数に対応したスペクトルの分離は、ピーク位置を基準として行われるため、スペクトルの分離精度が低下し、位相微分画像の画質が劣化するという問題がある。
　また、特許文献２に記載のフーリエ変換法では、フーリエ変換により、モアレ画像を周波数空間に変換するため、Ｘ線画像検出器の画素数が少ない場合には、周波数空間における解像度が低下し、位相微分画像の画質が劣化するという問題がある。
　このため、特許文献２に記載のＸ線撮影装置では、位相微分画像の画質を向上させるには、周期や方向に歪みがない均一なモアレ縞が得られるように、第１及び第２の格子の位置調整を高精度に行い、かつ画素数の大きなＸ線画像検出器を用いる必要がある。
　本発明は、１枚のモアレ画像を用いて高画質の位相微分画像を生成することを可能とする放射線撮影装置及び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装置は、放射線を放射する放射線源と、第１の格子と、第２の格子と、放射線画像検出器と、位相微分画像生成部とを備えている。第１の格子は、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の格子は、第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することによりモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する。放射線画像検出器は、２次元配列された複数の画素により第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する。位相微分画像生成部は、所定方向に並ぶＭ個の画素を１グループとし、このグループを所定方向に、Ｍより少ない画素数ずつシフトしながら、各グループの複数の画素の画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成する。
　位相微分画像生成部は、グループを所定方向に１画素ずつシフトしながら、各グループの複数の画素の画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することが好ましい。
　所定方向は、モアレ縞にほぼ直交する方向であることが好ましい。この場合、グループを構成する画素数が、モアレ縞の周期の整数倍に相当することが好ましい。さらに、グループを構成する画素数が、モアレ縞の１周期に相当することが好ましい。また、グループを構成する画素数を、モアレ縞の１周期に相当する画素数より少なくしてもよい。
　モアレ縞は、第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置することにより生成されたものであり、第１及び第２の格子の格子方向にほぼ直交していることが好ましい。
　また、モアレ縞は、第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、第１及び第２の格子の格子方向にほぼ平行であってもよい。
　また、モアレ縞は、第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置し、かつ、第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、第１及び第２の格子の格子方向に直交せず、かつ平行でなくてもよい。
　位相微分画像を、第１及び第２の格子の格子方向にほぼ直交する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が好ましい。
　また、被検体を配置しない状態で位相微分画像生成部により生成された位相微分画像を補正画像として記憶する補正画像記憶部と、被検体を配置した状態で位相微分画像生成部により生成された位相微分画像から、補正画像記憶部に記憶された補正画像を減算する補正処理部と、を備えることが好ましい。この場合には、補正処理部によって補正された補正済みの位相微分画像を、第１及び第２の格子の格子方向にほぼ直交する方向に沿って積分処理して位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備えることが好ましい。
　第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を第２の格子に幾何光学的に投影することにより第１の周期パターン像を生成することが好ましい。
　第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせ第１の周期パターン像を生成するものであってもよい。
　また、放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備えることが好ましい。
　放射線画像検出器は、所定方向と直交する方向に延設された線状読取光源が、所定方向に走査されることによって画素ごとに電荷が読み取られ、画像データの生成が行われる光読取方式の放射線画像検出器であってもよい。
　本発明の画像処理方法は、放射線を放射する放射線源と、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、第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することによりモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、２次元配列された複数の画素により第２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、を備えた放射線撮影装置に用いられる。この画像処理方法は、所定方向に並ぶＭ個の画素を１グループとし、このグループを所定方向に、Ｍより少ない画素数ずつシフトしながら、各グループの複数の画素の画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成する。
　本発明によれば、所定方向に並ぶＭ個の画素を１グループとし、このグループを該所定方向に、Ｍより少ない画素数ずつシフトしながら、各グループの複数の画素の画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成するので、放射線画像検出器により検出される１枚のモアレ画像により高画質の位相微分画像を生成することができる。
Ｘ線撮影装置の構成を示す模式図である。 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の格子の構成を説明する説明図である。 Ｘ線画像検出器の画素に対する第１及び第２の格子の位置関係を説明する説明図である。 強度変調信号を構成する１グループの画素を示す説明図である。 強度変調信号を示すグラフである。 画像処理部の構成を示すブロック図である。 位相微分値の算出時のグループの設定変更方法を説明する説明図である。 グループの設定方法の第１の変形例を説明する説明図である。 グループの設定方法の第２の変形例を説明する説明図である。 グループの設定方法の第３の変形例を説明する説明図である。 第２の実施形態におけるＸ線画像検出器の画素に対する第１及び第２の格子の位置関係を説明する説明図である。 第２の実施形態における位相微分値の算出時のグループの設定変更方法を説明する説明図である。 第３の実施形態のマルチスリットを設けたＸ線画像撮影装置の構成を説明する説明図である。 第５の実施形態のＸ線画像検出器の構成を示す概略斜視図である。 第５の実施形態のＸ線画像検出器の作用を説明する第１の説明図である。 第５の実施形態のＸ線画像検出器の作用を説明する第２の説明図である。 第５の実施形態のＸ線画像検出器の作用を説明する第３の説明図である。
（第１の実施形態）
　図１において、Ｘ線撮影装置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。
　撮影部１２は、Ｘ線画像検出器２０、第１の格子２１、及び第２の格子２２を備えている。第１及び第２の格子２１，２２は、吸収型格子であり、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の格子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、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２の格子２２の背後に近接して配置されている。Ｘ線画像検出器２０の検出面２０ａは、Ｚ方向に直交するＸＹ面に存在する。
　第１の格子２１は、ＸＹ面に格子面が存在し、この格子面には、Ｙ方向（格子方向）に延伸された複数のＸ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂが形成されている。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、Ｘ方向に沿って交互に配列されており、縞状のパターンを形成している。第２の格子２２は、第１の格子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。
　第１の格子２１は、Ｘ線源１１から放射されたＸ線を部分的に通過させて第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）を生成する。第２の格子２２は、第１の格子２１により生成されたＧ１像を部分的に透過させて第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）を生成する。Ｇ１像は、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。第１の格子２１は、第２の格子２２に対してＺ軸周り（格子面内方向）に僅かに傾斜している。Ｇ２像には、その傾斜角に応じた周期を有するモアレ縞が生じている。
　Ｘ線画像検出器２０は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。メモリ１３は、Ｘ線画像検出器２０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に記憶された画像データに基づいて位相微分画像を生成し、この位相微分画像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微分画像や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、撮影条件の設定や、撮影モードの切替、撮影実行指示等の操作を可能とする操作部１７ａと、撮影情報や、位相微分画像、位相コントラスト画像等の画像表示を行うモニタ１７ｂとを備えている。撮影モードとしては、被検体Ｈを配置せずに撮影を行うプレ撮影と、被検体Ｈを配置して行う本撮影が実行可能となっている。システム制御部１８は、操作部１７ａから入力される信号に応じて各部を統括的に制御する。
　図２において、Ｘ線画像検出器２０は、２次元状に多数配列された画素３０と、ゲート走査線３３と、走査回路３４と、信号線３５と、読み出し回路３６とから構成されている。画素３０は、周知のように、入射Ｘ線によりアモルファスセレン（ａ－Ｓｅ）等の半導体膜に生じた電荷を収集する画素電極３１と、画素電極３１によって収集された電荷を読み出すためのＴＦＴ（Thin Film Transistor）３２とを備えている。ゲート走査線３３は、画素３０の行ごとに設けられている。走査回路３４は、各ゲート走査線３３にＴＦＴ３２をオンオフするための走査信号を印加する。信号線３５は、画素３０の列ごとに設けられている。読み出し回路３６は、各信号線３５を介して画素３０から電荷を読み出し、画像データに変換して出力する。なお、各画素３０の詳細な層構成については、特開２００２－２６３００号公報に記載された層構成と同様である。
　読み出し回路３６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３０から信号線３５を介して出力された電荷を積分して画像信号を生成する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより生成された画像信号を、デジタル形式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。
　Ｘ線画像検出器２０は、入射Ｘ線を電荷に直接変換する直接変換型に限られず、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）やガドリウムオキシサルファイド（ＧＯＳ）等のシンチレータで入射Ｘ線を可視光に変換し、可視光をフォトダイオードで電荷に変換する間接変換型であってもよい。また、Ｘ線画像検出器２０には、ＴＦＴパネルをベースとした放射線画像検出器に限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした放射線画像検出器を用いることも可能である。
　図３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る。第１の格子２１は、Ｘ線透過部２１ｂを通過したＸ線をほぼ幾何光学的に投影するように構成されている。具体的には、Ｘ方向に関するＸ線透過部２１ｂの幅を、Ｘ線源１１から放射されるＸ線の実効波長より十分大きな値とし、Ｘ線の大部分を回折させずに、直進性を保ったまま通過させることで実現される。例えば、Ｘ線源１１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の格子２２も同様である。
　第１の格子２１により生成されるＧ１像は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大される。第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、第２の格子２２の位置におけるＧ１像の周期パターンと一致するように設定されている。具体的には、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、第１の格子２１の格子ピッチをｐ１、Ｘ線焦点１１ａと第１の格子２１との間の距離Ｌ１、第１の格子２１と第２の格子２２との間の距離Ｌ２とした場合、下式（１）をほぼ満たすように設定されている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置すると、Ｇ２像が被検体Ｈにより変調される。この変調量には、被検体ＨによるＸ線の屈折角が反映される。
　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，ｙ，ｚとする。図３には、被検体Ｈの位相シフト分布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Ｘ１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Ｘ１を進むＸ線は、第１及び第２の格子２１，２２を通過してＸ線画像検出器２０に入射する。符号Ｘ２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Ｘ２を進むＸ線は、第１の格子２１を通過した後、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａにより吸収される。
　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）として、下式（２）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-M000002
　第２の格子２２の位置に形成された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（３）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　ここで、屈折角φは、Ｘ線の波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、下式（４）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　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、変位量Δｘ及び屈折角φは、Ｘ線画像検出器２０により検出される各画素の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強度変調信号の位相ズレ量）と、下式（５）に示すように関連している。ここで、強度変調信号とは、第１の格子２１と第２の格子２２との位置変化に伴う画素値の強度変化を表す波形信号である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　したがって、上式（４）及び（５）により、強度変調信号の位相ズレ量ψが位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量に対応することが分かる。この微分量をｘについて積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち位相コントラスト画像が生成される。
　図４において、Ｇ１像が第２の格子２２に対してＺ軸周りに所定角度θだけ傾斜するように、第１の格子２１は、第２の格子２２に対してＺ軸周りに角度θだけ傾斜して配置される。これにより、Ｇ２像には、ほぼＹ方向に下式（６）で表される周期Ｔ（以下、モアレ周期Ｔという）を有するモアレ縞ＭＳが生じる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　Ｘ線画像検出器２０の画素３０のＸ方向の画素サイズをＤｘ（以下、主画素サイズＤｘという）、Ｙ方向の画素サイズをＤｙ（以下、副画素サイズＤｙという）とする。第２の格子２２の傾斜角θは、モアレ周期Ｔが副画素サイズＤｙのほぼ整数倍となるように設定されている。
　図５において、Ｙ方向に沿って並ぶＭ個の画素３０を１グループＧｒ（ｘ，ｎ）とする。ここで、Ｍ，ｎは、正の整数である。ｎは、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の先頭の画素３０のｙ座標を表している。本実施形態では、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍを、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数ν（図４の例では、ν＝３）と同一とする。
　Ｉ（ｘ，ｙ）は、座標ｘ，ｙの画素３０の画素値を示している。この画素値Ｉ（ｘ，ｙ）は、メモリ１３に記憶された画像データから取得される。１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素値Ｉ（ｘ，ｎ）～Ｉ（ｘ，ｎ＋Ｍ－１）は、画素３０のｙ座標に応じて第２の格子２２によるＧ１像の強度変調量が異なることにより、図６に示すように、１周期分の強度変調信号を構成している。したがって、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素値Ｉ（ｘ，ｎ）～Ｉ（ｘ，ｎ＋Ｍ－１）は、従来の縞走査法において、第１または第２の格子を、格子方向にほぼ垂直な方向（Ｘ方向）に所定量ずつ移動させながら取得した１周期分の強度変調信号に相当する。
　図７において、画像処理部１４は、位相微分画像生成部４０、補正画像記憶部４１、補正処理部４２、及び位相コントラスト画像生成部４３を備えている。位相微分画像生成部４０は、本撮影及びプレ撮影によりメモリ１３に記憶された画像データをそれぞれ読み出し、後述する方法によって位相微分画像を生成する。補正画像記憶部４１は、プレ撮影時に位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像を補正画像として記憶する。補正処理部４２は、本撮影時に位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像から、補正画像記憶部４１に記憶された補正画像を減算することにより、補正済み位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部４３は、補正済み位相微分画像を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。
　位相微分画像生成部４０は、図８に示すように、Ｘ方向に並ぶ画素３０の各列について、グループＧｒ（ｘ，ｎ）をＹ方向に１画素ずつシフトしながら（ｎをインクリメントしながら）、各グループＧｒ（ｘ，ｎ）の強度変調信号に基づいて位相微分値を算出する。すべての画素３０について位相微分値を算出することにより位相微分画像が得られる。
　位相微分値は、縞走査法と同様な方法により算出可能である。具体的には、「応用光学　光計測入門　谷田貝豊彦著　丸善株式会社　１３６～１３８頁」に示された位相変調干渉法（フリンジスキャン干渉法）における位相分布の算出法を用いることができる。
　位相微分画像生成部４０は、下記の行列式（７）を演算し、演算結果を次式（８）に適用することにより、位相微分値ψ（ｘ，ｙ）を生成する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　ここで、参照位相δｋ、行列ａ，Ａ（δｋ），Ｂ（δｋ）は、それぞれ下式（９）～（１２）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　本実施形態では、前述のようにＭ＝νとしているため、参照位相δｋは、０から２πの間で等間隔に段階変化する。この場合、行列Ａ（δｋ）の非対角項が０となり、１以外の対角項が１／２となるため、位相微分値ψ（ｘ，ｙ）は、より簡単な下式（１３）を用いて算出可能である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　次に、以上のように構成されたＸ線撮影装置１０の作用を説明する。まず、被検体Ｈを配置せずに、操作部１７ａからプレ撮影指示が入力されると、Ｘ線源１１からＸ線が放射されるとともに、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像の検出が行われ、画像データが生成される。この画像データは、メモリ１３に記憶された後、画像処理部１４により読み出される。画像処理部１４では、位相微分画像生成部４０により画像データに基づいて上記演算が行われ、位相微分画像が生成される。この位相微分画像は、補正画像として補正画像記憶部４１に記憶される。プレ撮影は、以上で動作が終了する。
　この後、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置して、操作部１７ａから本撮影指示が入力されると、同様に、Ｘ線源１１からＸ線が放射されるとともに、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像の検出が行われ、画像データが生成される。この画像データは、メモリ１３に記憶された後、画像処理部１４により読み出される。画像処理部１４では、位相微分画像生成部４０により画像データに基づいて上記演算が行われ、位相微分画像が生成される。
　本撮影の位相微分画像は、補正処理部４２に入力される。補正処理部４２は、補正画像記憶部４１から補正画像（プレ撮影の位相部分画像）を読み出し、位相微分画像から補正画像を減算する。これにより、被検体Ｈの位相情報のみが反映された補正済み位相微分画像が生成される。この補正済み位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部４３に入力され、Ｘ方向に沿って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及び補正済み位相微分画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７に入力され、モニタ１７ｂに画像表示される。
　以上のように、本実施形態では、グループＧｒ（ｘ，ｎ）をＹ方向に１画素ずつシフトしながら位相微分値を算出しているため、位相微分画像は、Ｘ方向とＹ方向とに同等の画素数となる。
　なお、上記第１の実施形態では、図５に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍを、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νと同一としているが、図９に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍを、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νのＮ倍（ここで、Ｎは２以上の整数）と同一としてもよい。
　また、図１０に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍは、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νまたはそのＮ倍と一致しなくてもよい。この場合、位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の算出には、上式（１３）を用いることはできないが、行列式（７）を演算した結果を上式（８）に適用することにより算出可能である。
　また、図１１に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍは、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νより少なくてもよい。この場合も、位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の算出には、上式（１３）を用いることはできないが、行列式（７）を演算した結果を上式（８）に適用することにより算出可能である。この場合、位相微分値の算出に用いる画素数が少ないため、第１の実施形態の場合よりＳ／Ｎ比は低下するが、解像度は向上する。
　また、上記第１の実施形態では、図８に示すように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）をＹ方向に１画素ずつシフトしながら位相微分値の算出を行っているが、これに限られず、グループＧｒ（ｘ，ｎ）を２以上の画素数を単位として、Ｙ方向にシフトしながら位相微分値の算出を行ってもよい。この場合には、位相微分画像のＹ方向の解像度を必要以上に劣化させないように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）を構成する画素数Ｍより少ない画素数を単位としてシフトすることが好ましい。
　また、上記第１の実施形態では、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向をＹ方向とし、これに対して第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向を角度θだけ傾斜させているが、逆に、第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向をＹ方向とし、これに対して第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向を角度θだけ傾斜させてもよい。さらには、Ｙ方向に対して、第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向と、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向とを逆方向に傾斜させ、両者が角度θをなすようにしてもよい。
　また、上記第１の実施形態では、Ｘ線画像検出器２０が第２の格子２２の背後に近接して配置され、Ｘ線画像検出器２０は、第２の格子２２により生成されるＧ２像をほぼ等倍率で検出しているが、Ｘ線画像検出器２０と第２の格子２２との間に間隔を設けてもよい。Ｘ線画像検出器２０と第２の格子２２とのＺ方向への間隔をＬ３とすると、下式（１４）の倍率Ｒで拡大されたＧ２像がＸ線画像検出器２０により検出される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　この場合には、Ｘ線画像検出器２０により検出されるモアレ縞の周期Ｔ’は、上式（６）で表されるモアレ周期ＴのＲ倍（すなわちＴ’＝ＲＴ）となる。このため、モアレ周期Ｔ’に基づいて、同様にグループＧｒ（ｘ，ｎ）の設定を行えばよい。
　また、上記第１の実施形態では、上式（８）または（１３）で表される値、すなわち強度変調信号の位相を表す値を位相微分値としているが、これに定数を乗じたり付加したりしたものを位相微分値としてもよい。
　また、上記第１の実施形態では、位相微分画像の生成を行っているが、これに加えて、吸収画像や小角散乱画像を生成してもよい。吸収画像は、図６に例示した強度変調信号の平均値を求めることにより生成される。小角散乱画像は、強度変調信号の振幅を求めることにより生成される。
　また、上記第１の実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の格子２１と第２の格子２２との間に配置してもよい。
　また、上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１から射出されるＸ線をコーンビームとしているが、これに代えて、平行ビームを射出するＸ線源を用いることも可能である。この場合には、上式（１）に代えて、ｐ２＝ｐ１の関係をほぼ満たすように第１及び第２の格子２１，２２を構成すればよい。
（第２の実施形態）
　次に、本発明の第２の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２の格子面内方向への相対的な傾斜によりＧ２像にモアレ縞ＭＳを生じさせているが、第２の実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２を傾斜させずに、上式（１）の関係を僅かに崩すように第１及び第２の格子２１，２２の位置関係（距離Ｌ１，Ｌ２）、もしくは第１及び第２の格子２１，２２の格子ピッチｐ１，ｐ２を調整することで、図１２に示すように、Ｇ２像にモアレ縞ＭＳを生じさせる。
　第２の格子２２の位置でのＧ１像のＸ方向へのパターン周期ｐ３は、第２の格子２２の格子ピッチｐ２とは僅かにずれている。モアレ縞ＭＳは、Ｘ方向に、下式（１５）で表される周期Ｔを有する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　本実施形態では、位相微分画像生成部４０は、図１３に示すように、Ｙ方向に並ぶ画素３０の各行について、グループＧｒ（ｎ，ｙ）をＸ方向に１画素ずつシフトしながら（ｎをインクリメントしながら）、各グループＧｒ（ｎ，ｙ）の強度変調信号に基づいて位相微分値ψ（ｘ，ｙ）を算出する。
　位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の算出方法は、第１の実施形態と同様である。具体的には、行列式（７）の演算を行って位相微分値ψ（ｘ，ｙ）を算出する場合には、上式（８）に代えて下式（１６）を用い、上式（１２）に代えて下式（１７）を用いればよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
　また、モアレ周期Ｔが主画素サイズＤｘのほぼ整数倍となるように設定した場合には、上式（１３）に代えて、下式（１８）を用いることにより位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の算出を行うことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
　本実施形態においても第１の実施形態と同様に、１グループＧｒ（ｎ，ｙ）内の画素数Ｍは、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νまたはそのＮ倍と一致しなくてもよく、また、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数νより少なくてもよい。さらに、グループＧｒ（ｎ，ｙ）をＸ方向に２画素以上の単位でシフトしながら位相微分値の算出を行ってもよい。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。
　なお、本実施形態においてもＸ線画像検出器２０と第２の格子２２との間に間隔Ｌ３を設けてもよい。この場合には、上式（１５）で表されるモアレ周期Ｔに、上式（１４）で表される倍率Ｒを乗じたモアレ周期Ｔ’に基づいてグループＧｒ（ｎ，ｙ）を設定すればよい。
　また、上記第１の実施形態で説明した第１及び第２の格子２１，２２の格子面内方向への相対的な傾斜と、上記第２の実施形態で示した第１及び第２の格子２１，２２の位置関係や格子ピッチのずれが同時に生じることにより、Ｘ方向とＹ方向とのいずれにも平行でない方向に周期を有するモアレ縞がＧ２像に生じることがある。この場合には、モアレ縞はＸ方向及びＹ方向に成分を有するため、第１の実施形態または第２実施形態のいずれかの方法を用いることにより位相微分画像を生成することが可能である。また、この場合には、Ｘ方向とＹ方向とのいずれにも平行でない斜め方向に並ぶ複数の画素３０によりグループを構成し、同様に位相微分画像を生成することも可能である。
（第３の実施形態）
　次に、本発明の第３の実施形態について説明する。上記第１及び第２の実施形態では、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、第３の実施形態では、図１４に示すように、Ｘ線源１１の射出側直後に、ＷＯ２００６／１３１２３５号公報等に記されたマルチスリット（線源格子）２３を設ける。マルチスリット２３は、第１及び第２の格子２１，２３と同様に、Ｙ方向に延伸された複数のＸ線吸収部２３ａ及びＸ線透過部２３ｂがＸ方向に交互に配列されたものである。マルチスリット２３の格子ピッチｐ０は、下式（１９）をほぼ満たすように設定されている。ここで、Ｌ０は、マルチスリット２３から第１の格子２１まで距離である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
　このようにマルチスリット２３を配置すると、Ｘ線源１１からの放射線がＹ方向に分散化され、各Ｘ線透過部２３ｂがＸ線焦点として機能する。各Ｘ線透過部２３ｂから放射された放射線は、第１の格子２１によりＧ１像を形成し、第２の格子２２の位置で重なり合うことによりＧ２像を形成する。これより、本実施形態では、Ｇ２像の光量が向上し、位相微分画像の算出精度の向上や、撮影時間の短縮が可能となる。
　その他の構成や作用については、第１または第２の実施形態と同一である。本実施形態では、マルチスリット２３の各Ｘ線透過部２３ｂがＸ線焦点として機能するため、上式（１）において距離Ｌ１を、距離Ｌ０で置き換えればよい。
　なお、本実施形態においてもＸ線画像検出器２０と第２の格子２２との間に間隔Ｌ３を設けてもよい。この場合には、上式（６）または上式（１５）で表されるモアレ周期Ｔに、上式（１４）で表される倍率Ｒを乗じたモアレ周期Ｔ’に基づいてグループＧｒ（ｘ，ｎ）またはグループＧｒ（ｎ，ｙ）を設定すればよい。なお、マルチスリット２３を設けた場合においても、第２の格子２２により生成されるＧ２像は、Ｘ線源１１のＸ線焦点１１ａを原点とし、Ｘ線焦点１１ａからＸ線画像検出器２０までの距離に比例して拡大されるため、Ｇ２像の倍率Ｒについては、上式（１４）をそのまま（距離Ｌ１を距離Ｌ０で置き換えずに）用いればよい。
（第４の実施形態）
　次に、本発明の第４の実施形態について説明する。上記第１～第３の実施形態では、第１の格子２１は、入射Ｘ線を回折せずに幾何光学的に投影しているが、第４の実施形態のＸ線撮影装置では、特開２００８－２００３６１号公報等に記されているように、第１の格子２１でタルボ効果が生じる構成とする。第１の格子２１でタルボ効果を生じさせるためには、Ｘ線の空間干渉性を高めるように、小焦点のＸ線源を用いるか、または、上記マルチスリット２３を用いて小焦点化すればよい。
　第１の格子２１でタルボ効果が生じる場合には、第１の格子２１の自己像（Ｇ１像）は、第１の格子２１から下流にタルボ距離Ｚｍだけ離れた位置に形成される。このため、本実施形態では、第１の格子２１から第２の格子２２までの距離Ｌ２をタルボ距離Ｚｍに設定する必要がある。なお、この場合には、第１の格子２１を位相型格子とすることも可能である。その他の構成や作用については、上記第１～第３の実施形態のいずれかと同一である。
　第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２０）で表される。ここで、「ｍ」は正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、上式（１）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリット２３を用いる場合には、距離Ｌ１は距離Ｌ０に置き換えられる）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
　また、第１の格子２１がπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２１）で表される。ここで、「ｍ」は「０」または正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、上式（１）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリット２３を用いる場合には、距離Ｌ１は距離Ｌ０に置き換えられる）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000021
　また、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２２）で表される。ここで、「ｍ」は「０」または正の整数である。この場合には、Ｇ１像のパターン周期が第１の格子２１の格子周期の１／２倍となるため、格子ピッチｐ１，ｐ２は、次式（２３）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリット２３を用いる場合には、距離Ｌ１は距離Ｌ０に置き換えられる）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000023
　また、第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２４）で表される。ここで、「ｍ」は正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、ｐ２＝ｐ１の関係をほぼ満たすように設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000024
　また、第１の格子２１がπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２５）で表される。ここで、「ｍ」は「０」または正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、ｐ２＝ｐ１の関係をほぼ満たすように設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000025
　そして、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（２６）で表される。ここで、「ｍ」は「０」または正の整数である。この場合には、Ｇ１像のパターン周期が第１の格子２１の格子周期の１／２倍となるため、格子ピッチｐ１，ｐ２は、ｐ２＝ｐ１／２の関係をほぼ満たすように設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000026
（第５の実施形態）
　次に、本発明の第５の実施形態について説明する。上記第１～第４の実施形態では、画素３０からＴＦＴを介して電気的に電荷を読み出す方式のＸ線画像検出器２０を用いているが、第５の実施形態では、線状の読取光で走査を行うことにより電荷の読み取りを行う光読取方式のＸ線画像検出器を用いる。
　図１５において、本実施形態のＸ線画像検出器５０は、Ｘ線を透過する第１の電極層５１と、第１の電極層５１を透過したＸ線の照射を受けることにより電荷を発生する記録用光導電層５２と、記録用光導電層５２で発生した電荷のうち一方の極性の電荷に対しては絶縁体として作用し、他方の極性の電荷に対しては導電体として作用する電荷輸送層５４と、読取光ＬＲの照射を受けることにより電荷を発生する読取用光導電層５５と、第２の電極層５６とをこの順に積層したものである。
　記録用光導電層５２と電荷輸送層５４との界面近傍には、記録用光導電層５２内で発生した電荷を蓄積する蓄電部５３が形成される。なお、上記各層は、ガラス基板５７上に第２の電極層５６から順に形成されている。
　第１の電極層５１は、Ｘ線透過性を有する。第１の電極層５１としては、例えば、ネサ皮膜（ＳｎＯ２）、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）、ＩＺＯ（Indium Zinc Oxide）、アモルファス状光透過性酸化膜であるＩＤＩＸＯ（Idemitsu Indium X-metal Oxide；出光興産（株））などを５０～２００ｎｍ厚にして用いることができ、また、１００ｎｍ厚のＡｌやＡｕなども用いることもできる。
　記録用光導電層５２は、Ｘ線の照射を受けることにより電荷を発生するものであればよく、Ｘ線に対して比較的量子効率が高く、また暗抵抗が高いなどの点で優れているアモルファスセレンを主成分とするものを使用する。記録用光導電層５２の厚さは１０～１５００μｍが適切である。また、記録用光導電層５２の厚さは、マンモグラフィ用途である場合には１５０～２５０μｍであることが好ましく、一般撮影用途である場合には５００～１２００μｍであることが好ましい。
　電荷輸送層５４としては、Ｘ線画像の記録の際に第１の電極層５１に帯電する電荷の移動度と、その逆極性となる電荷の移動度の差が大きい程良く、例えば、ポリＮ－ビニルカルバゾール（ＰＶＫ）、N,N'－ジフェニル－N,N'－ビス（３－メチルフェニル）－〔1,1'－ビフェニル〕－4,4'－ジアミン（ＴＰＤ）やディスコティック液晶等の有機系化合物、或いはＴＰＤのポリマー（ポリカーボネート、ポリスチレン、ＰＶＫ）分散物，Ｃｌを１０～２００ｐｐｍドープしたａ－Ｓｅ、Ａｓ２Ｓｅ３等の半導体物質が適当である。電荷輸送層５４の厚さは０．２～２μｍ程度が適切である。
　読取用光導電層５５としては、読取光ＬＲの照射を受けることにより導電性を呈するものであればよく、例えば、ａ－Ｓｅ、Ｓｅ－Ｔｅ、Ｓｅ－Ａｓ－Ｔｅ、無金属フタロシアニン、金属フタロシアニン、ＭｇＰｃ（Magnesium phtalocyanine）、ＶｏＰｃ（phaseII of Vanadyl phthalocyanine）、ＣｕＰｃ（Cupper phtalocyanine）などのうち少なくとも１つを主成分とする光導電性物質が好適である。読取用光導電層５５の厚さは５～２０μｍ程度が適切である。
　第２の電極層５６は、読取光ＬＲを透過させる複数の透明線状電極５６ａと、読取光ＬＲを遮光する複数の遮光線状電極５６ｂとを有する。透明線状電極５６ａと遮光線状電極５６ｂとは、Ｘ線画像検出器５０の画像形成領域の一方の端部から他方の端部まで連続して直線状に延びている。透明線状電極５６ａと遮光線状電極５６ｂとは、所定の間隔を空けて交互に平行に配列されている。
　透明線状電極５６ａは、読取光ＬＲを透過させる導電性を有する材料からなる。透明線状電極５６ａとして、例えば、第１の電極層５１と同様に、ＩＴＯ、ＩＺＯやＩＤＩＸＯを用いることができる。透明線状電極５６ａの厚さは１００～２００ｎｍ程度である。
　遮光線状電極５６ｂは読取光ＬＲを遮光するとともに、導電性を有する材料からなる。例えば、上記の透明導電材料とカラーフィルターを組み合せて用いることができる。透明導電材料の厚さは１００～２００ｎｍ程度である。
　Ｘ線画像検出器５０では、隣接する透明線状電極５６ａと遮光線状電極５６ｂとの１組により、前述の主画素サイズＤｘが規定される。
　さらに、Ｘ線画像検出器５０は、透明線状電極５６ａと遮光線状電極５６ｂの延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に延設された線状読取光源５８を備えている。線状読取光源５８は、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）やＬＤ（Laser Diode）などの光源と光学系とから構成され、線状の読取光ＬＲをガラス基板５７に照射する。線状読取光源５８は、移動機構（図示せず）によって透明線状電極５６ａ及び遮光線状電極５６ｂの延伸方向（Ｙ方向）について移動するものであり、線状読取光源５８から発せられた線状の読取光によって電荷が読み出される。線状読取光源５８のＹ方向の幅により、前述の副画素サイズＤｙが規定される。本実施形態では、線状読取光源５８のＹ方向の幅を狭くすることにより、副画素サイズＤｙを小さくし、位相微分画像の副画素方向の解像度を向上させることができる。
　次に、Ｘ線画像検出器５０における画像検出と読み出しの作用について説明する。まず、図１６に示すように高圧電源６０によってＸ線画像検出器５０の第１の電極層５１に負の電圧を印加した状態において、Ｘ線源１１から放射され、第１及び第２の格子２１，２２を通過したＸ線がＧ２像として、Ｘ線画像検出器５０の第１の電極層５１側から照射される。
　Ｘ線画像検出器５０に入射したＸ線は、第１の電極層５１を透過し、記録用光導電層５２に照射される。このＸ線照射により記録用光導電層５２で電荷対が発生し、そのうち正の電荷（正孔）は第１の電極層５１に帯電した負の電荷（電子）と結合して消滅し、負の電荷は、図１７に示すように、潜像電荷として記録用光導電層５２と電荷輸送層５４との界面に形成される蓄電部５３に蓄積される。
　次いで、図１８に示すように、第１の電極層５１が接地された状態において、線状読取光源５８から発せられた線状の読取光ＬＲがガラス基板５７側から照射される。読取光ＬＲは、ガラス基板５７を透過し、さらに透明線状電極５６ａを透過して読取用光導電層５５に照射される。この読取光ＬＲの照射により読取用光導電層５５で発生した正の電荷が電荷輸送層５４を通過して蓄電部５３の潜像電荷と結合するとともに、負の電荷が、透明線状電極５６ａに接続された積分アンプ６１を介して遮光線状電極５６ｂに帯電した正の電荷と結合する。
　そして、読取用光導電層５５で発生した負の電荷と遮光線状電極５６ｂに帯電した正の電荷との結合によって、積分アンプ６１に電流Ｉが流れ、この電流Ｉが積分されて画像信号として出力される。
　そして、線状読取光源５８が、Ｙ方向に副画素サイズＤｙを移動ピッチとして、この移動ピッチずつ順次移動しながら上記の電荷読取動作が行われる。これにより、線状の読取光ＬＲの照射された読取ラインごとに画像信号が検出され、検出された読取ラインごとの画像信号が積分アンプ６１から順次出力される。
　積分アンプ６１から出力された画像信号は、第１の実施形態と同様に、Ａ／Ｄ変換器、及び補正回路（いずれも図示せず）により処理が行われ、デジタル形式の画像データが生成される。これにより、第１の実施形態と同様な画像データが得られ、この画像データは、メモリ１３に入力される。このＸ線画像検出器５０は、第１～第４の実施形態のいずれにも適用可能であり、本実施形態のその他の構成や作用については、第１～第４の実施形態のいずれかと同一である。
　上記各実施形態は、矛盾しない範囲で相互に組み合わせてもよい。本発明は、医療診断用の放射線撮影装置の他に、工業用の放射線撮影装置等に適用することが可能である。また、放射線は、Ｘ線以外に、ガンマ線等を用いることも可能である。
　１０　Ｘ線撮影装置
　２０　Ｘ線画像検出器
　２１　第１の格子
　２１ａ　Ｘ線吸収部
　２１ｂ　Ｘ線透過部
　２２　第２の格子
　２２ａ　Ｘ線吸収部
　２２ｂ　Ｘ線透過部
　２３　マルチスリット
　３０　画素
　５０　Ｘ線画像検出器

Claims (17)

  1. 　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の格子と、
    　前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することによりモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
    　２次元配列された複数の画素により前記第２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、
    　所定方向に並ぶＭ個の前記画素を１グループとし、このグループを前記所定方向に、前記Ｍより少ない画素数ずつシフトしながら、各グループの複数の画素の画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
    　を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
  2. 　前記位相微分画像生成部は、前記グループを前記所定方向に１画素ずつシフトしながら、各グループの複数の画素の画素値により構成される強度変調信号の位相を算出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装置。
  3. 　前記所定方向は、前記モアレ縞にほぼ直交する方向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装置。
  4. 　前記グループを構成する画素数が、前記モアレ縞の周期の整数倍に相当す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装置。
  5. 　前記グループを構成する画素数が、前記モアレ縞の１周期に相当することを特徴とする請求の範囲第４項に記載の放射線撮影装置。
  6. 　前記グループを構成する画素数が、前記モアレ縞の１周期に相当する画素数より少ない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装置。
  7. 　前記モアレ縞は、前記第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置することにより生成されたものであり、前記第１及び第２の格子の格子方向にほぼ直交してい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装置。
  8. 　前記モアレ縞は、前記第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、前記第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、前記第１及び第２の格子の格子方向にほぼ平行であ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装置。
  9. 　前記モアレ縞は、前記第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置し、かつ、前記第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、前記第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、前記第１及び第２の格子の格子方向に直交せず、かつ平行でない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装置。
  10. 　前記位相微分画像を、前記第１及び第２の格子の格子方向にほぼ直交する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特徴とする請求の範囲第３項に記載の放射線撮影装置。
  11. 　被検体を配置しない状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像を補正画像として記憶する補正画像記憶部と、
    　被検体を配置した状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像から、前記補正画像記憶部に記憶された補正画像を減算する補正処理部と、
    　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装置。
  12. 　前記補正処理部によって補正された補正済みの位相微分画像を、前記第１及び第２の格子の格子方向にほぼ直交する方向に沿って積分処理して位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備えること特徴とする請求の範囲第１１項に記載の放射線撮影装置。
  13. 　前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を前記第２の格子に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３項に記載の放射線撮影装置。
  14. 　前記第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせ前記第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３項に記載の放射線撮影装置。
  15. 　前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリット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装置。
  16. 　前記放射線画像検出器は、前記所定方向と直交する方向に延設された線状読取光源が、前記所定方向に走査されることによって画素ごとに電荷が読み取られ、画像データの生成が行われる光読取方式の放射線画像検出器であ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装置。
  17. 　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の格子と、
    　前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することによりモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
    　２次元配列された複数の画素により前記第２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、
    　を備えた放射線撮影装置に用いられる画像処理方法であって、
    　所定方向に並ぶＭ個の前記画素を１グループとし、このグループを前記所定方向に、前記Ｍより少ない画素数ずつシフトしながら、各グループの複数の画素の画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成することを特徴とする画像処理方法。
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