WO2012147528A1 - 放射線撮影装置及びその制御方法 - Google Patents

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WO2012147528A1
WO2012147528A1 PCT/JP2012/060010 JP2012060010W WO2012147528A1 WO 2012147528 A1 WO2012147528 A1 WO 2012147528A1 JP 2012060010 W JP2012060010 W JP 2012060010W WO 2012147528 A1 WO2012147528 A1 WO 2012147528A1
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grating
image
radiation
subject
ray
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PCT/JP2012/060010
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温之 橋本
裕康 石井
村越　大
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富士フイルム株式会社
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    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
    • 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
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    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • A61B6/544—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure dependent on patient size

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus that captures an image based on a phase change of radiation and a control 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 the X-ray intensity change due to the X-ray absorption ability of 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 when imaging a soft tissue of a living body or soft material, the intensity change of the X-ray is small and sufficient contrast cannot be obtained in an image.
  • 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 contrast does not easily appear in the X-ray image.
  • 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.
  • first and second gratings are arranged in parallel at a predetermined interval between an X-ray source and an X-ray image detector.
  • X-ray imaging apparatuses have been proposed (see, for example, Patent Documents 1 and 2).
  • the first grating transmits X-rays radiated from the X-ray source and generates a first periodic pattern image by the Talbot effect.
  • the second grating partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image.
  • the X-ray image detector detects the second periodic pattern image and generates image data. A phase contrast image is generated based on this image data.
  • the first periodic pattern image is a self-image of the first grating (an image having the same periodic pattern as the first grating), and is formed at a position separated by a predetermined distance downstream from the position of the first grating. Is done. This distance is called the Talbot distance. Therefore, in the X-ray imaging apparatus that generates the first periodic pattern image using the Talbot effect, it is necessary to set the distance between the first grating and the second grating to the Talbot distance.
  • the Talbot distance is determined not by the wavelength of X-rays immediately after being emitted from the X-ray source but by the wavelength of X-rays immediately before entering the first grating, the distance between the X-ray source and the first grating is determined.
  • the wavelength of the X-rays changes due to interaction (absorption or scattering) with the subject, and the Talbot distance changes. Accordingly, there is a problem that the image quality of the phase contrast image is deteriorated.
  • An object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus and a control method therefor that can prevent the image quality of a phase contrast image from being deteriorated due to a change in Talbot distance due to the interaction between radiation and a subject.
  • a radiation imaging apparatus of the present invention includes a radiation source, a first grating, a second grating, a position adjustment unit, a radiation image detector, a phase differential image generation unit, And a control unit.
  • the radiation source emits radiation toward the subject.
  • the first grating transmits the radiation transmitted through the subject and generates a first periodic pattern image by the Talbot effect.
  • the second grating is disposed opposite to the first grating, and partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image.
  • the position adjusting unit adjusts at least one position in order to change the distance between the first and second gratings.
  • 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 generates a phase differential image based on the image data.
  • the control unit controls the position adjustment unit based on a parameter related to the wavelength of radiation after passing through the subject, and determines the distance between the first grating and the second grating after passing through the subject. Set to the Talbot distance corresponding to the wavelength of the radiation.
  • the parameters are a first parameter that represents radiation characteristics and a second parameter that represents the type of the subject.
  • the control unit obtains the Talbot distance based on the first and second parameters, and the position adjustment unit It is preferable to control.
  • the first parameter is preferably a set value of the tube voltage of the radiation source.
  • the control unit preferably includes a first energy spectrum determining unit, a subject transmittance determining unit, a second energy spectrum determining unit, and a Talbot distance calculating unit.
  • the first energy spectrum determination unit determines a first energy spectrum of the radiation before entering the subject based on the first parameter.
  • the subject transmittance determining unit determines the transmittance of the subject of radiation based on the second parameter.
  • the second energy spectrum determination unit determines the second energy spectrum by multiplying the first energy spectrum by the transmittance.
  • the Talbot distance calculation unit obtains a center wavelength corresponding to the center energy of the second energy spectrum, and calculates the Talbot distance from this center wavelength.
  • the subject transmittance determining unit preferably determines the transmittance based on the linear attenuation coefficient corresponding to the subject and the thickness of the subject.
  • the radiation emitted from the radiation source has a cone beam shape
  • the position adjustment unit includes a first position adjustment unit that adjusts the position of the first grating, and a second position adjustment that adjusts the position of the second grating.
  • the control unit controls the first and second position adjustment units to thereby set the distance between the radiation source and the first grating and the distance between the first grating and the second grating, respectively. Set.
  • phase contrast image generation unit that generates a phase contrast image by integrating the phase differential image.
  • the radiographic image detector further includes a scanning mechanism that changes the position of the second grating with respect to the first grating and sequentially sets the position to a plurality of scanning positions.
  • the data is generated, and the phase differential image generation unit preferably generates a phase differential image based on a plurality of image data generated by the radiation image detector.
  • the phase differential image generation unit sets a predetermined number of pixels arranged in a predetermined direction as one group, and shifts the group by a predetermined pixel in the predetermined direction while the intensity modulation signal configured by a plurality of pixel values included in each group.
  • the phase differential image may be generated by calculating the phase shift amount.
  • the phase differential image generation unit may generate a phase differential image by performing Fourier transform, spectrum separation corresponding to the carrier frequency, and inverse Fourier transform on the image data.
  • the position adjustment unit is controlled based on a parameter related to the wavelength of radiation after passing through the subject, and the distance between the first grating and the second grating is determined.
  • the Talbot distance corresponding to the wavelength of the radiation after passing through the subject is set.
  • a radiation imaging apparatus includes: a radiation source that emits radiation toward a subject; a first grating that transmits radiation transmitted through the subject and generates a first periodic pattern image by a Talbot effect; and a first grating To change the distance between the first and second gratings, and a second grating that is disposed opposite to the second grating to partially shield the first periodic pattern image and generate the second periodic pattern image, A position adjusting unit that adjusts at least one position; a radiation image detector that detects a second periodic pattern image by a plurality of two-dimensionally arranged pixels to generate image data; and a phase differential image based on the image data And a phase differential image generation unit for generating.
  • the position adjustment unit is controlled based on the parameter related to the wavelength of the radiation after passing through the subject arranged between the radiation source and the first grating, and the first grating and the first grating are controlled. Since the distance between the two gratings is set to the Talbot distance generated by the radiation that has passed through the subject, it is possible to prevent image quality deterioration of the phase contrast image.
  • 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, a second grating 22, a scanning mechanism 23, a first position adjustment unit 24, and a second position adjustment unit 25.
  • 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, for example, a flat panel detector using a semiconductor circuit, and is disposed close 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 transmits X-rays radiated from the X-ray source 11 and generates a first periodic pattern image (hereinafter referred to as a G1 image) at a position separated by a Talbot distance due to the Talbot effect.
  • 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 is a self-image of the first grating 21 and substantially coincides with the grating pattern of the second grating 22.
  • the X-ray image detector 20 detects the G2 image, generates image data, and stores it in the memory 13.
  • the image processing unit 14 includes a phase differential image generation unit 14a and a phase contrast image generation unit 14b.
  • the phase differential image generation unit 14 a generates a phase differential image based on the image data stored in the memory 13.
  • the phase contrast image generation unit 14b generates a phase contrast image based on the phase differential image.
  • the image recording unit 15 records a phase differential image and a phase contrast image.
  • the imaging control unit 16 controls the X-ray source 11 and the imaging unit 12.
  • the scanning mechanism 23 intermittently moves the second grating 22 in the X direction, and changes the position (scanning position) of the second grating 22 with respect to the first grating 21 in a stepwise manner.
  • the drive unit of the scanning mechanism 23 is configured by a piezoelectric actuator or an electrostatic actuator, and is driven based on the control of the imaging control unit 16 at the time of stripe scanning described later.
  • the memory 13 temporarily stores image data captured by the X-ray image detector 20 at each scanning position of the second grating 22 with respect to the first grating 21.
  • the first position adjusting unit 24 adjusts the position of the first grating 21 in the Z direction.
  • the second position adjustment unit 25 adjusts the position of the second grating 22 in the Z direction.
  • the console 17 displays an operation unit 17a for performing operations such as setting of imaging conditions (tube voltage, type of subject H, etc.) and an instruction for executing imaging, and display of imaging information, a phase differential image, a phase contrast image, and the like.
  • a monitor 17b is provided.
  • 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 the 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. .
  • the X-rays emitted from the X-ray source 11 are cone beams having the X-ray focal point 11a as a light emission point.
  • G1 image by the first grating 21, resulting from the first grating 21 in a position apart Talbot distance Z m downstream.
  • the G1 image is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 11a.
  • the distance between the X-ray focal point 11 a and the first grating 21 is set to L 1
  • the distance between the first grating 21 and the second grating 22 is the distance between the L 2
  • the grating pitch p 2 of the second grating 22 it is necessary to satisfy the following expression (2) approximately.
  • the distance L 1 is set based on the above formula (2).
  • the distances L 1 and L 2 are set by the first and second position adjusting units 24 and 25 described above.
  • the X-ray irradiated from the X-ray source 11 undergoes a phase shift by the subject H when passing through the subject H, so that the wavefront of the X-ray incident on the first grating 21 is distorted and the G1 image is deformed. .
  • Moire fringes are generated in the G2 image, but the moire fringes are modulated by the interaction between the X-rays and the subject H. This modulation amount is proportional to the refraction angle of X-rays at the subject H. Therefore, the phase information of the subject H can be acquired by detecting the G2 image with the X-ray image detector 20 and analyzing the image data generated by the X-ray image detector 20.
  • the phase information of the subject H is acquired using a fringe scanning method.
  • the fringe scanning method one of the first and second gratings 21 and 22 is intermittently moved in the X direction with respect to the other, and the G2 image is detected at each scanning position while changing the scanning position.
  • the first grating 21 is fixed, and the second grating 22 is moved in the X direction by the scanning mechanism 23.
  • Moire fringes occur in the G2 image. This moire fringe moves with the movement of the second grating 22 and coincides with the original moire fringe when the moving distance in the X direction reaches the grating period (grating pitch p 2 ) of the second grating 22.
  • FIG. 4 schematically shows how 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 grating 22 is moved for each scanning pitch. Show.
  • the X-ray component (non-refractive component) that is not refracted by the subject H out of the X-rays emitted from the X-ray source 11 mainly passes through the second grating 22.
  • X-ray component (refractive component) increases.
  • the X-ray passing through the second grating 22 is almost only a refractive component.
  • the X-ray passing through the second grating 22 has a reduced refraction component and an increased non-refractive component.
  • the M pixel values obtained at each pixel 30 periodically change with respect to the scanning position k as shown in FIG. This is called an intensity modulation signal.
  • the broken line in the figure illustrates the intensity modulation signal obtained without the subject H being placed.
  • the solid line illustrates the intensity modulation signal in which the phase shift amount ⁇ (x, y) is generated due to the influence of the subject H in a state where the subject H is arranged.
  • x and y indicate the coordinates of the pixel 30.
  • the intensity modulation signal representing the change of the pixel value P k (x, y) with respect to the scanning position k is generally represented by the following expression (3).
  • a 0 corresponds to the intensity of the incident X-ray
  • a n is a value corresponding to the amplitude of the intensity-modulated signal.
  • N is a positive integer and “i” is an imaginary unit.
  • the grating pitch p 2 is equally divided, in the case where the scanning pitch is constant, the following equation (4) is satisfied.
  • the phase shift amount ⁇ (x, y) is expressed by the following expression (5).
  • phase shift amount ⁇ (x, y) is expressed by the following equation (6) using a trigonometric function. Since this phase shift amount ⁇ (x, y) corresponds to the differential amount of the phase shift distribution, it is hereinafter referred to as a phase differential value ⁇ (x, y).
  • the phase differential image generation unit 14a generates a phase differential image by performing calculations based on the above equation (6) using image data for M sheets acquired by fringe scanning and stored in the memory 13.
  • the phase contrast image generation unit 14b generates a phase contrast image by integrating the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 14a along the X direction.
  • the system control unit 18 includes a CPU, a RAM, a ROM, and the like. As shown in FIG. 6, the system control unit 18 includes a first energy spectrum determination unit 40, a subject transmittance determination unit 41, a second energy spectrum determination unit 42, and a Talbot. It functions as the distance calculation unit 43.
  • the first energy spectrum determination unit 40 determines the first energy spectrum I 1 (E) based on the set value (first parameter) of the tube voltage input by the operation unit 17a. To do.
  • the first energy spectrum I 1 (E) is an energy spectrum of X-rays emitted from the X-ray source 11 and before entering the subject H.
  • the first energy spectrum I 1 (E) is determined by selecting one closest to the set value of the tube voltage from a plurality of energy spectra stored in advance in the first energy spectrum determining unit 40, or by X-rays. It is performed by calculating based on the theoretical formula of the energy spectrum.
  • FIG. 7 shows an energy spectrum of continuous X-rays among X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • the subject transmittance determining unit 41 uses the following equation (7) based on the type (second parameter) of the subject H input by the operation unit 17a, and transmits the transmittance T D (X D ) of the subject H. E) is determined.
  • ⁇ (E) is a linear attenuation coefficient that represents the attenuation due to the interaction (absorption, scattering) of X-rays with the subject H, and depends on the energy E of the X-rays.
  • D represents the thickness of the subject H with respect to the X-ray transmission direction (Z direction).
  • the subject transmittance determination unit 41 holds a linear attenuation coefficient ⁇ (E) and a thickness D for each type of the subject H, and applies these to the above equation (7) to obtain the transmittance T D ( E).
  • the second energy spectrum determination unit 42 multiplies the first energy spectrum I 1 (E) by the transmittance T D (E), thereby obtaining the second energy spectrum I 2. (E) is determined.
  • the second energy spectrum I 2 (E central energy E c2 for) is located higher energy side than the center energy E c1 of the first energy spectrum I 1 (E).
  • h is the Planck constant
  • c is the speed of light.
  • the distances L 1 and L 2 are set by controlling 24 and 25.
  • the technician inputs the tube voltage of the X-ray source 11 and the type of the subject H from the operation unit 17a.
  • the type of the subject H for example, a body part (finger or knee), classification of an adult and a child, and the like are input.
  • the first energy spectrum determination unit 40 determines the first energy spectrum I 1 (E) corresponding to the input tube voltage.
  • the subject transmittance determination unit 41 selects the linear attenuation coefficient ⁇ (E) and the thickness D corresponding to the input type of the subject H, and the above equation (7 ) To determine the transmittance T D (E) of the subject H of X-rays.
  • the second energy spectrum determination unit 42 uses the above equation (8) to determine the second energy spectrum I 2 ( E) is determined. Then, the Talbot distance calculation unit 43 determines the center wavelength ⁇ 0 corresponding to the center energy E c2 of the second energy spectrum I 2 (E), and the Talbot distance Z 1 is determined using the above equation (1). It is done.
  • the center energy E c2 and the center wavelength ⁇ 0 are specifically obtained as shown in Table 1 below corresponding to the tube voltage and the type of the subject H.
  • Table 1 below assumes that the component of the subject H is water, the child's finger thickness is 15 mm, the adult finger thickness is 20 mm, the child's knee thickness is 60 mm, and the adult knee thickness is 100 mm.
  • the value calculated using the linear attenuation coefficient ⁇ (E) is shown.
  • the positions of the first and second gratings 21 and 22 are adjusted.
  • the system control unit 18 displays on the monitor 17b that the preparation for photographing has been completed.
  • the X-ray source is generated at each scanning position k while the second grating 22 is intermittently moved by a predetermined scanning pitch (p 2 / M) by the scanning mechanism 23. 11 and X-ray image detection by the X-ray image detector 20 are performed. As a result, M frame image data is generated and stored in the memory 13.
  • Image data of M frames stored in the memory 13 is read out by the image processing unit 14.
  • a phase differential image is generated by the phase differential image generation unit 14a
  • a phase contrast image is generated by the phase contrast image generation unit 14b.
  • the phase contrast image and the phase differential image are recorded in the image recording unit 15, then input to the console 17, and displayed on the monitor 17b.
  • the subject transmittance determining unit 41 after passing through the subject H by the first energy spectrum determining unit 40, the subject transmittance determining unit 41, the second energy spectrum determining unit 42, and the Talbot distance calculating unit 43.
  • the subject transmittance determining unit 41 while seeking central wavelength lambda 0 of the X-ray, instead of this, by preparing a look-up table (LUT) as shown in table 1 in advance, by referring to this LUT, the central wavelength lambda 0 You may ask for.
  • LUT look-up table
  • the tube wavelength of the X-ray source 11 is the first parameter
  • the type of the subject H is the second parameter
  • the X-ray central wavelength ⁇ 0 after passing through the subject H is obtained.
  • the first parameter is not limited to the tube voltage as long as it represents the characteristics of the X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • a tube current, the type of anode target, a combination thereof, or the like may be used.
  • the positions of the first and second gratings 21 and 22 are adjusted in order to set the distances L 1 and L 2. However, the first and second gratings are adjusted. The position of any one of 21 and 22 and the X-ray source 11 may be adjusted. Further, the X-ray image detector 20 may be moved together with the second grating 22.
  • the phase shift value of the intensity modulation signal is used as the phase differential value.
  • a value obtained by multiplying or adding a constant to the phase differential value may be used as the 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 first grating 21 is an absorption type grating.
  • the first grating 21 may be a phase type grating that applies phase modulation to X-rays.
  • the first grating 21 is a phase-type grating that gives a phase modulation of ⁇ / 2
  • the Talbot distance Z m is expressed by the following expression (9).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the Talbot distance Z m is expressed by the following expression (10).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the following expression (11). .
  • the X-ray emitted from the X-ray source 11 is a cone beam.
  • an X-ray source that emits a parallel beam is used.
  • the relationship between the distance L 1 and the distance L 2 is not restricted by the above equation (2), and thus the first and second position adjusting units 24 and 25. Only one of these may be provided.
  • the Talbot distance Z m is expressed by the following expression (12).
  • “m” is a positive integer.
  • the Talbot distance Z m can be expressed by the following formula ( 13).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the X-ray source 11 has a single focal point.
  • 21 immediately after the emission side of the X-ray source 11 (the X-ray source 11 and the first grating). 21) is provided with a multi slit (radiation source grating) described in WO 2006/131235, etc., to disperse the focal point. Multi-slit lattice lines are parallel to the Y direction.
  • the multi slit pitch p 0 needs to satisfy the following expression (15).
  • the distance L 0 represents the distance in the Z direction from the multi slit to the first grating 21.
  • the distance L 1 may be replaced with the distance L 0 in the first embodiment.
  • the multi-slit When the multi-slit is provided as in the present embodiment, stripe scanning is performed by moving the first grating 21 or the second grating 22 as in the first embodiment while the multi-slit is fixed. In addition, it is possible to perform fringe scanning by moving the multi-slit while the first and second gratings 21 and 22 are fixed.
  • the multi-slit may be intermittently moved in the X direction using a value (p 0 / M) obtained by dividing the multi-slit pitch p 0 by M as described above.
  • Other configurations and operations of the present embodiment are the same as those of the first embodiment.
  • the phase differential image is generated based on a plurality of image data obtained by performing imaging while relatively moving the first and second gratings 21 and 22 in parallel. It is also possible to generate a phase differential image based on single image data obtained by one imaging while the first and second gratings 21 and 22 are fixed.
  • the X-ray imaging apparatus of the present embodiment generates a phase differential image by the Fourier transform method described in WO2010 / 050484.
  • the phase differential image generation unit acquires a Fourier spectrum by performing Fourier transform on a single image data obtained by the X-ray image detector 20, and corresponds to the carrier frequency from this Fourier spectrum. The obtained spectrum is separated and further subjected to inverse Fourier transform to generate a phase differential image.
  • the scanning mechanism 23 is not necessary. Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.
  • the first grating 21 is moved to the second grating 22 so that the G1 image is slightly inclined around the Z axis (lattice plane direction) with respect to the second grating 22.
  • the grating 22 is disposed so as to be inclined by an angle ⁇ around the Z axis.
  • the size of the pixel 30 of the X-ray image detector 20 in the X direction is Dx (hereinafter referred to as a main pixel size Dx), and the size in the Y direction is Dy (hereinafter referred to as a subpixel 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.
  • the main pixel size Dx is substantially the same as the subpixel size Dy.
  • M pixels 30 for one moire period T 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.
  • Each pixel value I (x, y) is acquired from the image data stored in the memory 14.
  • the pixel values I (x, n) to I (x, n + M ⁇ 1) in one group Gr (x, n) constitute an intensity modulation signal for one cycle as shown in FIG. This is because the degree of overlap in the X direction between the G1 image and the second grating 22 varies depending on the y coordinate of the pixel 30 within one moire period T, and the intensity modulation amount changes.
  • the intensity modulation signal formed by the pixel values I (x, n) to I (x, n + M ⁇ 1) in one group Gr (x, n) is the first grating as in the first embodiment. This corresponds to an intensity modulation signal for one period acquired while intermittently moving 21 or the second grating 22 in the X direction.
  • ⁇ (x, n) indicates the phase shift amount of the intensity modulation signal (solid line) when the object H is arranged with respect to the intensity modulation signal (dashed line) when the object H is not arranged. ing.
  • the phase differential image generation unit 14a shifts the leading coordinates of the group Gr (x, n) by one pixel in the Y direction for each column of the pixels 30 arranged in the X direction, as shown in FIG.
  • the group Gr (x, n) is sequentially set until the settable final group is reached (incrementing n by 1).
  • the phase differential image generation unit 14a calculates the phase shift amount ⁇ (x, n) of each intensity modulation signal composed of a plurality of pixel values in each group Gr (x, n), thereby generating a phase differential image. Is generated. Specifically, a phase differential image is generated by a method similar to the fringe scanning method of the first embodiment. This method is known, for example, from “Applied Optics, Introduction to Optical Measurement, Toyohiko Yadagai, Maruzen Co., Ltd., pages 136 to 138”.
  • the phase differential image generation unit 14a calculates the following simultaneous equations (17) to (19) and applies the calculation result to the following equation (20) to calculate the phase shift amount ⁇ (x, n).
  • the phase contrast image generation unit 14b performs an integration process on the phase differential image as in the first embodiment to generate a phase contrast image.
  • Other configurations and operations of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment are the same as those of the first embodiment.
  • 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, but as shown in FIG.
  • the number M of pixels in one group Gr (x, n) may be N times the number of pixels included in one moire period T (where “N” is an integer of 2 or more).
  • the number M of pixels in one group Gr (x, n) may not match the number of pixels included in one moire cycle T or N times the number thereof. Furthermore, as shown in FIG. 14, 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 group Gr (x, n) is shifted one pixel at a time in the Y direction, but the group Gr (x, n) is shifted to two or more pixels in the Y direction.
  • the number may be shifted in units.
  • the extending direction of the X-ray absorbing portion 22a of the second grating 22 is set to the Y direction, and the extending direction of the X-ray absorbing portion 21a of the first grating 21 is inclined by an angle ⁇ with respect to this.
  • the extending direction of the X-ray absorbing portion 21a of the first grating 21 is defined as the Y direction, and the extending direction of the X-ray absorbing portion 22a of the second grating 22 is inclined by an angle ⁇ . May be.
  • 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 detects the G2 image generated by the second grating 22 at substantially the same magnification.
  • a space may be provided between the X-ray image detector 20 and the second grating 22.
  • the group Gr (x, n) may be similarly set based on the moire cycle T ′.
  • moire fringes are generated in the G2 image due to the relative inclination of the first and second gratings 21 and 22 in the in-lattice direction.
  • the first and second gratings are generated.
  • the positional relation (distance L 1 , L 2 ) of the first and second gratings 21 and 22 or the first so as to slightly break the relation of the above equation (2) without tilting the two gratings 21 and 22.
  • moiré fringes MS having a period in the X direction are generated in the G2 image as shown in FIG.
  • 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 (23) in the X direction.
  • the phase differential image generation unit 14a shifts the first coordinate of the group Gr (n, y) by one pixel in the X direction for each row of the pixels 30 arranged in the Y direction, as shown in FIG. While (n is incremented by 1), the group Gr (n, y) is sequentially set until the last settable group is reached.
  • the phase differential image generation unit 14a generates a phase differential image by calculating a phase shift amount ⁇ (n, y) of each intensity modulation signal configured by a plurality of pixel values in each group Gr (n, y). To do.
  • the method of calculating the phase shift amount ⁇ (n, y) is the same as in the fifth embodiment. Specifically, the following simultaneous equations (24) to (26) may be calculated, and the calculation result may be applied to the following expression (27).
  • an interval L 3 may be provided between 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 (23) by the magnification R represented by the above equation (22). That's fine.
  • 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. Further, the group Gr (n, y) may be shifted in the X direction in units of two or more pixels.
  • the X-ray imaging apparatus 50 includes a column 51, an X-ray source storage unit 52, an imaging table 53, and a compression plate 54.
  • the support column 51 extends in the Z direction, an X-ray source storage unit 52 is joined to one end, and an imaging table 53 is joined to the other end.
  • a compression plate 54 is connected to the center of the column 51 so as to be movable in the Z direction, and the breast B as the subject is sandwiched between the imaging table 53 and compressed.
  • the X-ray source storage unit 52 stores the X-ray source 11.
  • the photographing unit 53 is accommodated in the photographing stand 53.
  • the X-ray source 11 and the imaging unit 12 are disposed to face each other in the Z direction.
  • the X-ray source 11 includes an X-ray tube 55 that generates X-rays and a movable collimator 56 that limits the irradiation field of the X-rays emitted from the X-ray tube 55.
  • the X-ray tube 55 includes a rotating anode 55a.
  • An electron beam is emitted from a filament (not shown) as an electron emission source (cathode) and collides with a rotating anode 55a rotating at a predetermined speed to generate X-rays.
  • the portion where the electron beam collides with the rotating anode 55a becomes the aforementioned X-ray focal point 11a.
  • a thickness measuring unit 57 that measures the thickness of the breast B (the thickness D of the subject described above) by detecting the distance between the compression plate 54 of the compression plate 54 and the imaging table 53 is provided.
  • the thickness measurement unit 57 is configured by, for example, a linear encoder that detects position information of the compression plate 54 in the Z direction.
  • the thickness D of the breast B measured by the thickness measuring unit 57 is input to the above-described subject transmittance determining unit 41.
  • the input of the thickness D to the subject transmittance determining unit 41 is performed, for example, at the timing when the technician sets the position of the compression plate 54 so as to compress the breast B and inputs from the console 17 that preparation for imaging is complete.
  • the subject transmittance determining unit 41 holds a value corresponding to the breast B as the linear attenuation coefficient ⁇ (E).
  • the thickness D of the subject is supplied to the subject transmittance determining unit 41 in accordance with the position setting of the compression plate 54, it is not necessary for the technician to input the thickness D and the labor of imaging can be saved.
  • Other configurations of the present embodiment are the same as those of the first embodiment.
  • the configurations of the second to sixth embodiments can also be applied to this embodiment.
  • the present invention is not limited to a radiographic apparatus for medical diagnosis, but can be applied to other radiographic apparatuses for industrial use. Further, the radiation is not limited to X-rays, and gamma rays can also be used.

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Abstract

　タルボ距離の変化により、位相コントラスト画像の画質が劣化することを防止する。　第１のエネルギスペクトル決定部（４０）は、Ｘ線源（１１）の管電圧の設定値に基づき、被検体Ｈに入射前のＸ線の第１のエネルギスペクトルを決定する。被検体透過率決定部（４１）は、被検体Ｈの種別に基づき、Ｘ線の被検体Ｈの透過率を決定する。第２のエネルギスペクトル決定部（４２）は、第１のエネルギスペクトルに透過率を乗じて第２のネルギスペクトルを決定する。タルボ距離算出部（４３）は、第２のネルギスペクトルから中心波長を求め、タルボ距離を算出する。システム制御部（１８）は、第１及び第２の位置調整部（２４，２５）を制御し、第１及び第２の格子（２１，２２）の間の距離をタルボ距離に設定する。

Description

放射線撮影装置及びその制御方法
　本発明は、放射線の位相変化に基づいた画像を撮影する放射線撮影装置及びその制御方法に関する。
　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線撮影装置では、Ｘ線を放射するＸ線源と、Ｘ線を検出するＸ線画像検出器とを備え、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、被検体のＸ線吸収能による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の撮影では、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、Ｘ線画像にコントラストが現れにくい。
　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線撮影装置として、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１，２参照）。このＸ線撮影装置では、第１の格子は、Ｘ線源から放射されたＸ線を通過させるとともに、タルボ効果により第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して第２の周期パターン像を生成する。Ｘ線画像検出器は、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。この画像データに基づいて位相コントラスト画像が生成される。
　第１の周期パターン像は、第１の格子の自己像（第１の格子と同一の周期パターンを有する像）であり、第１の格子の位置から下流に所定の距離だけ離れた位置に形成される。この距離はタルボ距離と呼ばれている。このため、タルボ効果を用いて第１の周期パターン像を生成するＸ線撮影装置では、第１の格子と第２の格子との間隔をタルボ距離に設定する必要がある。しかし、タルボ距離は、Ｘ線源から放射されるＸ線の波長に依存して変化するため、Ｘ線源の管電圧等の変化によりＸ線の波長が変化して第１の格子と第２の格子との間隔とタルボ距離とに差異が生じた場合には、画質の低下が生じる恐れがある。特許文献２では、Ｘ線源の管電圧に応じて、第１及び第２の格子の位置調整を行うことが提案されている。
特開２００８－２００３６１号公報 再表２００８／１０２５９８号公報
　しかしながら、タルボ距離は、Ｘ線源から放射された直後のＸ線の波長ではなく、第１の格子に入射する直前のＸ線の波長によって決まるため、Ｘ線源と第１の格子との間に被検体を配置した場合には、Ｘ線は被検体と相互作用（吸収や散乱）することにより波長が変化し、タルボ距離が変化してしまう。これにより、位相コントラスト画像の画質が劣化するといった問題がある。
　本発明は、放射線と被検体との相互作用によるタルボ距離の変化により、位相コントラスト画像の画質が劣化することを防止可能とする放射線撮影装置及びその制御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、放射線源と、第１の格子と、第２の格子と、位置調整部と、放射線画像検出器と、位相微分画像生成部と、制御部とを備える。放射線源は、放射線を被検体に向けて放射する。第１の格子は、被検体を透過した放射線を通過させ、タルボ効果により第１の周期パターン像を生成する。第２の格子は、第１の格子に対向配置され、第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する。位置調整部は、第１及び第２の格子の間の距離を変更するために、少なくとも一方の位置を調整する。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、画像データに基づいて位相微分画像を生成する。制御部は、被検体を透過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて位置調整部を制御し、第１の格子と第２の格子との間の距離を、被検体を透過した後の放射線の波長に対応したタルボ距離に設定する。
　パラメータは、放射線の特性を表す第１のパラメータと、被検体の種別を表す第２のパラメータであり、制御部は、第１及び第２のパラメータに基づいてタルボ距離を求め、位置調整部を制御することが好ましい。第１のパラメータは、放射線源の管電圧の設定値であることが好ましい。
　制御部は、第１のエネルギスペクトル決定部と、被検体透過率決定部と、第２のエネルギスペクトル決定部と、タルボ距離算出部とを備えることが好ましい。第１のエネルギスペクトル決定部は、第１のパラメータに基づき、被検体に入射する前の放射線の第１のエネルギスペクトルを決定する。被検体透過率決定部は、第２のパラメータに基づき、放射線の被検体の透過率を決定する。第２のエネルギスペクトル決定部は、第１のエネルギスペクトルに透過率を乗じることにより第２のネルギスペクトルを決定する。タルボ距離算出部は、第２のネルギスペクトルの中心エネルギに対応する中心波長を求め、この中心波長からタルボ距離を算出する。
　被検体透過率決定部は、被検体に対応する線減弱係数と、被検体の厚みとに基づいて透過率を決定することが好ましい。
　放射線源から放射される放射線はコーンビーム状であり、位置調整部は、第１の格子の位置を調整する第１の位置調整部と、第２の格子の位置を調整する第２の位置調整部とを有することが好ましい。制御部は、第１及び第２の位置調整部を制御することにより、放射線源と第１の格子との間の距離と、第１の格子と第２の格子との間の距離とをそれぞれ設定する。
　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を生成する位相コントラスト画像生成部をさらに備えることが好ましい。
　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さらに備えることが好ましい。
　第１の格子に対する第２の格子の位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査機構をさらに備え、放射線画像検出器は、各走査位置で第２の周期パターン像を検出して画像データを生成し、位相微分画像生成部は、放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成することが好ましい。
　位相微分画像生成部は、所定方向に並ぶ所定数の画素を１グループとし、このグループを所定方向に所定画素ずつシフトさせながら、各グループ内に含まれる複数の画素値により構成される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を生成するものであってもよい。
　位相微分画像生成部は、画像データに対して、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、フーリエ逆変換を施すことにより位相微分画像を生成するものであってもよい。
　本発明の放射線撮影装置の制御方法は、被検体を透過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて位置調整部を制御し、第１の格子と第２の格子との間の距離を、被検体を透過した後の放射線の波長に対応したタルボ距離に設定することを特徴とする。放射線撮影装置は、放射線を被検体に向けて放射する放射線源と、被検体を透過した放射線を通過させ、タルボ効果により第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、第１の格子に対向配置され、第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、第１及び第２の格子の間の距離を変更するために、少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、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、画像データに基づいて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。
　本発明によれば、放射線源と第１の格子の間に配置された被検体を透過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて位置調整部を制御して、第１の格子と第２の格子との間の距離を、被検体を透過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定するので、位相コントラスト画像の画質劣化を防止することができる。
Ｘ線撮影装置の構成を示す説明図である。 Ｘ線画像検出器の構成を示す説明図である。 第１及び第２の格子の配置を示す説明図である。 第２の格子の移動を説明する説明図である。 強度変調信号を示すグラフである。 システム制御部の構成を示すブロック図である。 第１及び第２のエネルギスペクトルを示すグラフである。 第５の実施形態における第１及び第２の格子の位置関係を説明する説明図である。 １グループに含まれる複数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。 グループの変更方法を説明する説明図である。 グループの第１の変形例を示す図である。 グループの第２の変形例を示す図である。 グループの第３の変形例を示す図である。 第６の実施形態の第１及び第２の格子の位置関係を説明する説明図である。 グループの変更方法を説明する説明図である。 第７の実施形態におけるマンモグラフィ型のＸ線撮影装置を示す説明図である。
（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、第２の格子２２、走査機構２３、第１の位置調整部２４、第２の位置調整部２５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、例えば、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。
　Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、第１の格子２１を通過する際にタルボ効果を生じさせるために十分な空間干渉性（空間的コヒーレンス）を有する。第１の格子２１は、Ｘ線源１１から放射されたＸ線を通過させるとともに、タルボ効果によりタルボ距離だけ離れた位置に第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１の格子２１の自己像であり、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。
　Ｘ線画像検出器２０は、Ｇ２像を検出して画像データを生成し、メモリ１３に記憶する。画像処理部１４は、位相微分画像生成部１４ａと位相コントラスト画像生成部１４ｂとにより構成されている。位相微分画像生成部１４ａ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する。位相コントラスト画像生成部１４ｂは、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、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。
　走査機構２３は、第２の格子２２をＸ方向に間欠的に移動させ、第１の格子２１に対する第２の格子２２の位置（走査位置）を段階的に変更する。走査機構２３の駆動部は、圧電アクチュエータや静電アクチュエータで構成されており、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、第１の格子２１に対する第２の格子２２の各走査位置でＸ線画像検出器２０により撮影された画像データが一時的に記憶される。
　第１の位置調整部２４は、第１の格子２１のＺ方向に関する位置を調整する。第２の位置調整部２５は、第２の格子２２のＺ方向に関する位置を調整する。
　コンソール１７は、撮影条件（管電圧、被検体Ｈの種別等）の設定や撮影実行指示等の操作を行うための操作部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表示を行うモニタ１７ｂを備えている。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からの電荷を読み出し、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によりＧ１像は、第１の格子２１から下流にタルボ距離Ｚｍだけ離れた位置に生じる。第１の格子２１の格子ピッチｐ１、第２の格子２２の格子ピッチｐ２、第１の格子２１に入射するＸ線の波長λ、正の整数「ｍ」を用いて、タルボ距離Ｚｍは、下式（１）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　Ｇ１像は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大される。Ｇ１像が第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致するには、Ｘ線焦点１１ａと第１の格子２１との間の距離をＬ１、第１の格子２１と第２の格子２２との間の距離をＬ２として、第１の格子２１の格子ピッチｐ１、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、下式（２）をほぼ満たす必要がある。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　本実施形態では、ｍ＝１とし、上式（１）に基づき、Ｌ２＝Ｚ１を満たすように距離Ｌ２を設定するとともに、上式（２）に基づいて距離Ｌ１を設定する。距離Ｌ１，Ｌ２の設定は、前述の第１及び第２の位置調整部２４，２５により行われる。
　Ｘ線源１１から照射されたＸ線は、被検体Ｈを透過する際に被検体Ｈにより位相シフトが生じるので、第１の格子２１に入射するＸ線の波面が歪み、Ｇ１像が変形する。Ｇ２像にはモアレ縞が生じるが、このモアレ縞は、Ｘ線と被検体Ｈとの相互作用により変調されている。この変調量は、被検体ＨでのＸ線の屈折角に比例している。したがって、Ｇ２像をＸ線画像検出器２０で検出し、Ｘ線画像検出器２０により生成された画像データを解析することにより、被検体Ｈの位相情報を取得することができる。
　本実施形態では、縞走査法を用いて被検体Ｈの位相情報を取得する。縞走査法では、第１及び第２の格子２１，２２の一方を他方に対してＸ方向に間欠移動させ、走査位置を変更しながら、各走査位置でＧ２像の検出を行う。本実施形態では、第１の格子２１を固定し、走査機構２３により第２の格子２２をＸ方向に移動させる。Ｇ２像にはモアレ縞が生じる。このモアレ縞は、第２の格子２２の移動に伴って移動し、Ｘ方向への移動距離が第２の格子２２の格子周期（格子ピッチｐ２）に達すると元のモアレ縞と一致する。
　図４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、この走査ピッチごとに第２の格子２２を移動させる様子を模式的に示している。走査機構２３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ－１のＭ個の各走査位置に、第２の格子２２を順に移動させる。
　ｋ＝０の位置では、主として、Ｘ線源１１から放射されたＸ線のうち、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線成分（非屈折成分）が第２の格子２２を通過する。ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子２２を移動させていくと、第２の格子２２を通過するＸ線は、非屈折成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されたＸ線成分（屈折成分）が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、第２の格子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の格子２２を通過するＸ線は、屈折成分が減少する一方で、非屈折成分が増加する。
　ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ－１の各走査位置で、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像の検出を行うと、メモリ１３にＭ枚の画像データが記憶される。
　各画素３０で得られるＭ個の画素値は、図５に示すように、走査位置ｋに対して周期的に変化する。これを強度変調信号と呼ぶ。同図中の破線は、被検体Ｈを配置しない状態で得られる強度変調信号を例示している。これに対して、実線は、被検体Ｈを配置した状態で、被検体Ｈの影響により位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が生じた強度変調信号を例示している。ここで、ｘ，ｙは、画素３０の座標を示している。
　次に、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出原理について説明する。走査位置ｋに対する画素値Ｐｋ（ｘ，ｙ）の変化を表す強度変調信号は、一般に下式（３）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　ここで、Ａ０は入射Ｘ線の強度に対応し、Ａｎは強度変調信号の振幅に対応する値である。「ｎ」は正の整数、「i」は虚数単位である。
　格子ピッチｐ２を等分割し、走査ピッチを一定とした場合には、下式（４）が成立する。この関係式を適用すると、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、下式（５）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　さらに、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、三角関数を用いて下式（６）のように表される。この位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、位相シフト分布の微分量に対応するため、以下では、位相微分値ψ（ｘ，ｙ）と称する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　位相微分画像生成部１４ａは、縞走査により取得されメモリ１３に記憶されたＭ枚分の画像データを用い、上式（６）に基づいて演算を行うことにより位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部１４ｂは、位相微分画像生成部１４ａにより生成された位相微分画像を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。
　システム制御部１８は、ＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭ等により構成され、図６に示すように、第１のエネルギスペクトル決定部４０、被検体透過率決定部４１、第２のエネルギスペクトル決定部４２、タルボ距離算出部４３として機能する。
　図７に示すように、第１のエネルギスペクトル決定部４０は、操作部１７ａにより入力された管電圧の設定値（第１のパラメータ）に基づき、第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）を決定する。第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）は、Ｘ線源１１から放射され、被検体Ｈに入射する前のＸ線のエネルギスペクトルである。この第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）の決定は、第１のエネルギスペクトル決定部４０に予め記憶された複数のエネルギスペクトルから管電圧の設定値に最も近いものを選択することや、Ｘ線のエネルギスペクトルの理論式に基づいて算出することにより行われる。なお、図７は、Ｘ線源１１から放射されるＸ線のうち、連続Ｘ線のエネルギスペクトルを示している。
　被検体透過率決定部４１は、操作部１７ａにより入力される被検体Ｈの種別（第２のパラメータ）に基づき、下式（７）を用いてＸ線の被検体Ｈの透過率ＴＤ（Ｅ）を決定する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　ここで、μ（Ｅ）は、Ｘ線が被検体Ｈと相互作用（吸収、散乱）することによる減弱度を表す線減弱係数であり、Ｘ線のエネルギＥに依存する。「Ｄ」は、Ｘ線の透過方向（Ｚ方向）に関する被検体Ｈの厚みを表す。被検体透過率決定部４１は、被検体Ｈの種別ごとに線減弱係数μ（Ｅ）と厚みＤとを保持しており、これらを上式（７）に適用することにより透過率ＴＤ（Ｅ）を求める。
　第２のエネルギスペクトル決定部４２は、下式（８）で示すように、第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）に透過率ＴＤ（Ｅ）を乗じることにより、第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）を決定する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　Ｘ線は、エネルギＥが小さいほど被検体Ｈに吸収されやすい（線減弱係数μ（Ｅ）はエネルギＥが小さいほど大きい）ため、図７に示すように、第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）の中心エネルギＥｃ２は、第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）の中心エネルギＥｃ１より高エネルギ側に位置する。
　タルボ距離算出部４３は、第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）から中心エネルギＥｃ２を求め、Ｅ＝ｈｃ／λの関係から中心エネルギＥｃ２に対応する中心波長λ０を算出し、算出した中心波長λ０を上式（１）に代入することにより、タルボ距離Ｚ１を算出する。ここで、ｈはプランク定数、ｃは光速である。
　システム制御部１８は、タルボ距離算出部４３により算出されたタルボ距離Ｚ１を用い、Ｌ２＝Ｚ１を満たすとともに、上式（２）を満たすように、第１及び第２の位置調整部２４，２５を制御して距離Ｌ１，Ｌ２を設定する。
　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、技師により、操作部１７ａからＸ線源１１の管電圧と被検体Ｈの種別が入力される。被検体Ｈの種別としては、例えば、身体の部位（指または膝）と、大人と子供の分類等が入力される。管電圧が入力されると、第１のエネルギスペクトル決定部４０により、入力された管電圧に対応した第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）が決定される。被検体Ｈの種別が入力されると、被検体透過率決定部４１により、入力された被検体Ｈの種別に対応した線減弱係数μ（Ｅ）と厚みＤとが選択され、上式（７）を用いてＸ線の被検体Ｈの透過率ＴＤ（Ｅ）が決定される。
　第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）と透過率ＴＤ（Ｅ）が決定されると、第２のエネルギスペクトル決定部４２により、上式（８）を用いて第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）が決定される。そして、タルボ距離算出部４３により、第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）の中心エネルギＥｃ２に対応する中心波長λ０が求められ、上式（１）を用いて、タルボ距離Ｚ１が求められる。
　この中心エネルギＥｃ２及び中心波長λ０は、管電圧及び被検体Ｈの種別に対応して、具体的には、下表１のように求められる。下表１は、被検体Ｈの成分を水、子供の指の厚みを１５ｍｍ、大人の指の厚みを２０ｍｍ、子供の膝の厚みを６０ｍｍ、大人の膝の厚みを１００ｍｍと仮定し、水に対する線減弱係数μ（Ｅ）を用いて算出した値を示している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000009
　タルボ距離Ｚ１が算出されると、システム制御部１８は、第１及び第２の位置調整部２４，２５を制御し、Ｌ２＝Ｚ１を満たすとともに、上式（２）を満たすように、第１及び第２の格子２１，２２の位置を調整する。この調整が終了すると、システム制御部１８は、撮影準備が完了した旨をモニタ１７ｂに表示させる。
　この後、操作部１７ａから撮影指示が入力されると、走査機構２３により第２の格子２２が所定の走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ間欠移動されながら、各走査位置ｋにおいて、Ｘ線源１１によるＸ線照射及びＸ線画像検出器２０によるＧ２像の検出が行われる。この結果、Ｍコマの画像データが生成され、メモリ１３に格納される。
　画像処理部１４によりメモリ１３に格納されたＭコマの画像データが読み出される。画像処理部１４内では、位相微分画像生成部１４ａにより位相微分画像が生成され、位相コントラスト画像生成部１４ｂ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に表示される。
　なお、上記第１の実施形態では、第１のエネルギスペクトル決定部４０、被検体透過率決定部４１、第２のエネルギスペクトル決定部４２、タルボ距離算出部４３により、被検体Ｈを透過した後のＸ線の中心波長λ０を求めているが、これに代えて、表１に示すようなルックアップテーブル（ＬＵＴ）を予め用意しておき、このＬＵＴを参照することにより、中心波長λ０を求めてもよい。
　また、上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１の管電圧を第１のパラメータ、被検体Ｈの種別を第２のパラメータとして被検体Ｈを透過した後のＸ線の中心波長λ０を決定しているが、第１のパラメータは、Ｘ線源１１から放射されるＸ線の特性を表すものであればよく、管電圧に限られない。第１のパラメータとして、管電流、陽極ターゲットの種類や、これらの組み合わせなどを用いてもよい。
　また、上記第１の実施形態では、距離Ｌ１，Ｌ２を設定するために、第１及び第２の格子２１，２２のそれぞれの位置を調整しているが、第１及び第２の格子２１，２２のいずれか一方とＸ線源１１との位置とを調整してもよい。また、第２の格子２２とともに、Ｘ線画像検出器２０を移動させてもよい。
　また、上記第１の実施形態では、強度変調信号の位相ズレ量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５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、第１の格子２１を吸収型格子としているが、第１の格子２１をＸ線に位相変調を与える位相型格子としてもよい。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る場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（９）で表される。ここで、「ｍ」は「０」または正の整数である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　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る場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１０）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（１１）をほぼ満たすように設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
（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、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、第２の実施形態のＸ線撮影装置では、平行ビームを射出するＸ線源を用い、上式（２）に代えて、ｐ２＝ｐ１をほぼ満たすように第１及び第２の格子２１，２２を構成する。このように、平行ビームを射出するＸ線源を用いると、距離Ｌ１と距離Ｌ２との関係は、上式（２）に拘束されないため、第１及び第２の位置調整部２４，２５のいずれか一方のみを設けるようにしてもよい。
　Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームであり、第１の格子２１が吸収型格子である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１２）で表される。ここで、「ｍ」は正の整数である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　また、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームであり、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る場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１３）で表される。ここで、「ｍ」は「０」または正の整数である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　そして、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームであり、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１４）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-M000015
（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の実施形態のＸ線撮影装置では、Ｘ線源１１の射出側直後（Ｘ線源１１と第１の格子２１との間）に、ＷＯ２００６／１３１２３５号公報等に記されたマルチスリット（線源格子）を設け、焦点を分散化する。マルチスリットの格子線はＹ方向に平行である。これより、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。マルチスリットのピッチｐ０は、下式（１５）を満たす必要がある。ここで、距離Ｌ０は、マルチスリットから第１の格子２１までのＺ方向への距離を表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
　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。本実施形態では、マルチスリットの位置がＸ線焦点の位置となるため、第１の実施形態において、距離Ｌ１を、距離Ｌ０に置き換えればよい。
　本実施形態のようにマルチスリットを設けた場合には、マルチスリットを固定したまま、第１の実施形態と同様に、第１の格子２１または第２の格子２２を移動させて縞走査を行うことの他に、第１及び第２の格子２１，２２を固定したまま、マルチスリットを移動させることにより縞走査を行うことが可能である。この場合、マルチスリットのピッチｐ０を前述のＭで割った値（ｐ０／Ｍ）を走査ピッチとして、マルチスリットをＸ方向に間欠移動させればよい。これにより、第１及び第２の格子２１，２２に対するマルチスリット６０の相対位置ｋは、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ－１と順に変更される。本実施形態のその他の構成及び作用は、第１の実施形態と同一である。
（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の実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２を平行に相対移動させながら撮影を行うことによって得られた複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成しているが、第１及び第２の格子２１，２２を固定したまま一度の撮影で得られた単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成することも可能である。
　本実施形態のＸ線撮影装置は、ＷＯ２０１０／０５０４８３号公報に記載されたフーリエ変換法により位相微分画像を生成する。具体的には、位相微分画像生成部は、Ｘ線画像検出器２０により得られた単一の画像データに対してフーリエ変換を行うことによってフーリエスペクトルを取得し、このフーリエスペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトルを分離し、さらに逆フーリエ変換を行なうことにより位相微分画像を生成する。本実施形態では、走査機構２３が不要となる。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。
（第５の実施形態）
　また、第１及び第２の格子２１，２２を固定したまま一度の撮影で得られた単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成する方法として、本出願人が、特願２０１０－２６５２４１号において提案している方法を用いることも可能である。この方法を第５の実施形態として説明する。
　本実施形態では、図８に示すように、Ｇ１像が第２の格子２２に対してＺ軸周り（格子面内方向）に僅かに傾斜するように、第１の格子２１を、第２の格子２２に対してＺ軸周りに角度θだけ傾斜させて配置する。この配置により、Ｇ２像には、Ｙ方向に下式（１６）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-M000017
　Ｘ線画像検出器２０の画素３０のＸ方向の大きさをＤｘ（以下、主画素サイズＤｘという）、Ｙ方向の大きさを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。主画素サイズＤｘは、副画素サイズＤｙとほぼ同一とする。
　図９において、Ｙ方向に沿って並ぶ１モアレ周期Ｔ分の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。
　Ｉ（ｘ，ｙ）は、座標ｘ，ｙの画素３０の画素値を示している。各画素値Ｉ（ｘ，ｙ）は、メモリ１４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、図１０に示すように、１周期分の強度変調信号を構成する。これは、１モアレ周期Ｔ内における画素３０のｙ座標に応じて、Ｇ１像と第２の格子２２とのＸ方向への重なり度合いが異なり、強度変調量が変化することによる。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）が構成する強度変調信号は、第１の実施形態のように、第１の格子２１または第２の格子２２をＸ方向に間欠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。
　同図において、ψ（ｘ，ｎ）は、被検体Ｈが配置されていない場合の強度変調信号（破線）に対する被検体Ｈが配置された場合の強度変調信号（実線）の位相ズレ量を示している。
　本実施形態では、位相微分画像生成部１４ａは、図１１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）の先頭の座標をＹ方向に１画素ずつシフトさせながら（ｎを１ずつインクリメントしながら）、設定可能な最終グループに達するまで、グループＧｒ（ｘ，ｎ）を順に設定する。
　そして、位相微分画像生成部１４ａは、各グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の複数の画素値により構成される各強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）を算出することにより位相微分画像を生成する。具体的には、第１実施形態の縞走査法と同様な方法により位相微分画像を生成する。この方法は、例えば、「応用光学　光計測入門　谷田貝豊彦著　丸善株式会社　１３６～１３８頁」により知られている。
　位相微分画像生成部１４ａは、下記の連立方程式（１７）～（１９）を演算し、演算結果を次式（２０）に適用することにより、位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000021
　ここで、参照位相δｋは、下式（２１）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
　位相コントラスト画像生成部１４ｂは、第１の実施形態と同様に位相微分画像に対して積分処理を行い、位相コントラスト画像を生成する。本実施形態のＸ線撮影装置のその他の構成及び作用は、第１の実施形態と同一である。
　なお、本実施形態では、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に含まれる画素数と同一としているが、図１２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に含まれる画素数のＮ倍（ここで、「Ｎ」は２以上の整数）としてもよい。
　また、図１３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に含まれる画素数またはそのＮ倍と一致しなくてもよい。さらに、図１４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に含まれる画素数より少なくてもよい。
　また、本実施形態では、図１１に示すように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）をＹ方向に１画素ずつシフトさせているが、グループＧｒ（ｘ，ｎ）を、Ｙ方向に２以上の画素数を単位としてシフトさせてもよい。
　また、本実施形態では、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、本実施形態では、Ｘ線画像検出器２０は、第２の格子２２の背後に近接して配置され、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（２２）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-M000023
　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（１６）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。
（第６の実施形態）
　第５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像にモアレ縞を生じさせているが、本実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２を傾斜させずに、上式（２）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）、若しくは第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１５に示すように、Ｘ方向に周期を有するモアレ縞ＭＳをＧ２像に生じさせる。
　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（２３）で表される周期Ｔを有する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000024
　本実施形態では、位相微分画像生成部１４ａは、図１６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）の先頭の座標をＸ方向に１画素ずつシフトさせながら（ｎを１ずつインクリメントしながら）、設定可能な最終グループに達するまで、グループＧｒ（ｎ，ｙ）を順に設定する。
　位相微分画像生成部１４ａは、各グループＧｒ（ｎ，ｙ）内の複数の画素値により構成される各強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｎ，ｙ）を算出することにより位相微分画像を生成する。位相ズレ量ψ（ｎ，ｙ）の算出方法は、第５の実施形態と同様である。具体的には、下記の連立方程式（２４）～（２６）を演算し、演算結果を次式（２７）に適用すればよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000025
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000026
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000027
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000028
　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（２３）で表されるモアレ周期Ｔに、上式（２２）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。
　本実施形態においても第５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に含まれる画素数またはそのＮ倍と一致しなくてもよい。さらに、グループＧｒ（ｎ，ｙ）を、Ｘ方向に２以上の画素数を単位としてシフトさせてもよい。
（第７の実施形態）
　次に、第７の実施形態として、本発明を適用したマンモグラフィ型のＸ線撮影装置を示す。図１７において、Ｘ線撮影装置５０は、支柱５１、Ｘ線源収納部５２、撮影台５３、圧迫板５４を備える。支柱５１は、Ｚ方向に伸びており、一端にＸ線源収納部５２が接合され、他端に撮影台５３が接合されている。支柱５１の中央部には、圧迫板５４がＺ方向に移動自在に連結されており、撮影台５３との間で被検体としての乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。
　Ｘ線源収納部５２にはＸ線源１１が収納されている。撮影台５３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、Ｚ方向に対向配置されている。Ｘ線源１１は、Ｘ線を発生するＸ線管５５と、Ｘ線管５５から発せられたＸ線の照射野を制限する可動式のコリメータ５６とで構成されている。Ｘ線管５５は、回転陽極５５ａを備える。電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線が放出され、所定の速度で回転する回転陽極５５ａに衝突することによりＸ線を発生する。この回転陽極５５ａに電子線が衝突する部分が前述のＸ線焦点１１ａとなる。
　本実施形態では、圧迫板５４の圧迫板５４と撮影台５３との間の距離を検出することにより、乳房Ｂの厚み（前述の被検体の厚みＤ）を測定する厚み計測部５７が設けられている。厚み計測部５７は、例えば、圧迫板５４のＺ方向の位置情報を検出するリニアエンコーダにより構成されている。厚み計測部５７により計測された乳房Ｂの厚みＤは、前述の被検体透過率決定部４１に入力される。この厚みＤの被検体透過率決定部４１への入力は、例えば、技師が乳房Ｂを圧迫するように圧迫板５４の位置設定を行い、撮影準備が整った旨をコンソール１７から入力したタイミングで行う。本実施形態では、被検体透過率決定部４１は、線減弱係数μ（Ｅ）として、乳房Ｂに対応した値を保持している。
　本実施形態では、圧迫板５４の位置設定に応じて被検体の厚みＤが被検体透過率決定部４１に供給されるため、技師が厚みＤを入力する必要がなく撮影の手間が省ける。本実施形態のその他の構成は、第１の実施形態と同一である。また、第２～第６の実施形態の構成を本実施形態に適用することも可能である。
　本発明は、医療診断用の放射線撮影装置に限定されず、工業用等のその他の放射線撮影装置に適用することが可能である。また、放射線はＸ線に限られず、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
　３０　画素
　３１　画素電極
　３３　ゲート走査線
　３５　信号線

Claims (12)

  1. 　放射線を被検体に向けて放射する放射線源と、
    　前記被検体を透過した放射線を通過させ、タルボ効果により第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
    　前記第１の格子に対向配置され、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
    　前記第１及び第２の格子の間の距離を変更するために、少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、
    　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、
    　前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
    　前記被検体を透過した後の前記放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御し、前記第１の格子と前記第２の格子との間の距離を、前記被検体を透過した後の前記放射線の波長に対応したタルボ距離に設定する制御部と、
    　を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
  2. 　前記パラメータは、前記放射線の特性を表す第１のパラメータと、前記被検体の種別を表す第２のパラメータであり、
    　前記制御部は、前記第１及び第２のパラメータに基づいて前記タルボ距離を求め、前記位置調整部を制御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. 　前記第１のパラメータは、前記放射線源の管電圧の設定値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. 　前記制御部は、
    　前記第１のパラメータに基づき、前記被検体に入射する前の放射線の第１のエネルギスペクトルを決定する第１のエネルギスペクトル決定部と、
    　前記第２のパラメータに基づき、前記放射線の前記被検体の透過率を決定する被検体透過率決定部と、
    　前記第１のエネルギスペクトルに前記透過率を乗じることにより第２のネルギスペクトルを決定する第２のエネルギスペクトル決定部と、
    　前記第２のネルギスペクトルの中心エネルギに対応する中心波長を求め、この中心波長からタルボ距離を算出するタルボ距離算出部と、
    　を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装置。
  5. 　前記被検体透過率決定部は、前記被検体に対応する線減弱係数と、前記被検体の厚みとに基づいて前記透過率を決定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. 　前記放射線源から放射される前記放射線はコーンビーム状であり、
    　前記位置調整部は、前記第１の格子の位置を調整する第１の位置調整部と、前記第２の格子の位置を調整する第２の位置調整部とを有し、
    　前記制御部は、前記第１及び第２の位置調整部を制御することにより、前記放射線源と前記第１の格子との間の距離と、前記第１の格子と前記第２の格子との間の距離とをそれぞれ設定することを特徴とする請求の範囲第５項に記載の放射線撮影装置。
  7. 　前記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を生成する位相コントラスト画像生成部をさらに備えること特徴とする請求の範囲第６項に記載の放射線撮影装置。
  8. 　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さらに備えることを特徴とする請求の範囲第７項に記載の放射線撮影装置。
  9. 　前記第１の格子に対する前記第２の格子の位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査機構をさらに備え、
    　前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成し、
    　前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成することを特徴とする請求の範囲第８項に記載の放射線撮影装置。
  10. 　前記位相微分画像生成部は、所定方向に並ぶ所定数の前記画素を１グループとし、このグループを前記所定方向に所定画素ずつシフトさせながら、各グループ内に含まれる複数の画素値により構成される強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより前記位相微分画像を生成することを特徴とする請求項７に記載の放射線撮影装置。
  11. 　前記位相微分画像生成部は、前記画像データに対して、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、フーリエ逆変換を施すことにより前記位相微分画像を生成することを特徴とする請求項７に記載の放射線撮影装置。
  12. 　放射線を被検体に向けて放射する放射線源と、
    　前記被検体を透過した放射線を通過させ、タルボ効果により第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
    　前記第１の格子に対向配置され、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
    　前記第１及び第２の格子の間の距離を変更するために、少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、
    　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、
    　前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
    　を備えた放射線撮影装置の制御方法において、
    　前記被検体を透過した後の前記放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御し、前記第１の格子と前記第２の格子との間の距離を、前記被検体を透過した後の前記放射線の波長に対応したタルボ距離に設定することを特徴とする制御方法。
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