WO2012147671A1 - 放射線撮影装置及び画像処理方法 - Google Patents

放射線撮影装置及び画像処理方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2012147671A1
WO2012147671A1 PCT/JP2012/060819 JP2012060819W WO2012147671A1 WO 2012147671 A1 WO2012147671 A1 WO 2012147671A1 JP 2012060819 W JP2012060819 W JP 2012060819W WO 2012147671 A1 WO2012147671 A1 WO 2012147671A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
image
phase differential
radiation
differential image
grating
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/060819
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
拓司 多田
Original Assignee
富士フイルム株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 富士フイルム株式会社 filed Critical 富士フイルム株式会社
Publication of WO2012147671A1 publication Critical patent/WO2012147671A1/ja

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/22—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by measuring secondary emission from the material
    • G01N23/225—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by measuring secondary emission from the material using electron or ion
    • 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
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • 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
    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/60—Specific applications or type of materials
    • G01N2223/611—Specific applications or type of materials patterned objects; electronic devices

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus and an image processing method for capturing an image based on a phase change of radiation.
  • 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.
  • Patent Document 2 describes that in addition to a phase contrast image, a phase differential image is displayed on a monitor as a display image of a subject.
  • phase differential image generated by the above method a peak is generated at the edge portion of the subject H.
  • the positive and negative of the peak direction at one edge portion corresponding to both sides of the subject H and the other edge portion. Is the opposite.
  • one edge portion of the subject H is white and the other edge portion is black, and the visibility is very poor.
  • the fact that each edge portion is represented by about half of the whole gradation is also a cause of low visibility of the phase differential image.
  • An object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus and an image processing method capable of generating a phase differential image with high visibility of an edge portion of a subject.
  • a radiation imaging apparatus of the present invention includes a radiation source that emits radiation, a radiation image detector that detects radiation and generates image data, and a radiation source between the radiation source and the radiation image detector.
  • a phase differential image generation unit that generates a phase differential image based on the image data, and a reversal process that partially inverts the value of the phase differential image
  • a partial inversion processing unit for aligning the directions of the generated peaks.
  • the dynamic range compression processing unit that compresses the gradation of the region where the value no longer exists due to partial inversion of the value of the phase differential image by the partial inversion processing unit and assigns the gradation to the region where the value exists It is preferable to further comprise.
  • the partial inversion processing unit performs the inversion processing by taking the absolute value of each value of the phase differential image.
  • the partial inversion processing unit performs the inversion processing by obtaining an average value of the phase differential image, subtracting this average value from each value of the phase differential image, and taking the absolute value.
  • the partial inversion processing unit detects a peak portion generated in the phase differential image, obtains an average value of the remaining components other than the peak portion, subtracts this average value from each value of the phase differential image, and then calculates an absolute value. It is also preferable to perform the reversal process by taking.
  • the partial inversion processing unit detects the peak portion generated in the phase differential image, calculates the average value after removing the trend for the remaining components other than this peak portion, and subtracts this average value from each value of the phase differential image In addition, it is also preferable to perform the reversal process by taking an absolute value.
  • the detection surface of the radiation image detector is divided into an object detection area where the radiation that has passed through the object enters and an uncovered area where the radiation enters without being transmitted through the object.
  • the processing unit performs an inversion process by obtaining an average value of the values of the phase differential image included in the background missing area, subtracting this average value from each value of the phase differential image, and taking the absolute value. In this case, it is preferable to provide a plate-like absorption plate having radiation absorbability on the radiation incident side of the blank region.
  • an absorption image generation unit that generates an absorption image based on image data
  • an image composition processing unit that generates a composite image by combining the absorption image with a phase differential image that has been subjected to partial inversion processing by the partial inversion processing unit It is preferable to further comprise.
  • the image synthesis processing unit synthesizes the direction of the portion having absorption with respect to the portion having no absorption in the absorption image and the peak direction of the phase differential image in the same direction.
  • the image synthesis processing unit synthesizes such that the direction of the portion having absorption with respect to the portion having no absorption in the absorption image is opposite to the peak direction of the phase differential image.
  • 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
  • a correction processing unit that subtracts the correction image stored in the correction image storage unit from the differential image, and the partial inversion processing unit partially converts the value of the corrected phase differential image corrected by the correction processing unit. It is preferable to reverse and align the direction of the peaks.
  • phase contrast image generation unit that generates a phase contrast image by integrating the corrected phase differential image along a direction orthogonal to the grating direction of the grating.
  • the at least one grating transmits a radiation emitted from a radiation source to generate a first periodic pattern image and a second grating by partially shielding the first periodic pattern image.
  • the radiation image detector detects the second periodic pattern image and generates image data.
  • the second grating is a second grating that generates a periodic pattern image.
  • the image processing method of the present invention radiation emitted from a radiation source and passed through at least one grating is detected by a radiation image detector to generate image data, and radiation for generating a phase differential image based on the image data.
  • the value of the phase differential image is partially inverted to align the direction of peaks generated in the phase differential image.
  • phase differential image is partially inverted and the peak directions are aligned, a phase differential image with high visibility of the edge portion of the subject can be generated.
  • the gradation of the area where the value no longer exists is compressed, and the gradation is assigned to the area where the value exists. Since the range compression processing is performed, a phase differential image with higher visibility can be generated.
  • 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, and a scanning mechanism 23.
  • 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 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 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 a display phase differential image and a phase contrast image, which will be described later.
  • 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 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 console 17 includes an operation unit 17a that enables operations such as setting of shooting conditions and a shooting execution instruction, and a monitor 17b that displays shooting information, a phase differential image for display, a phase contrast image, and the like.
  • 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 expands in proportion to the distance from the X-ray focal point 11a.
  • the grating pitch p 2 of the second grating 22 is determined so as 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).
  • one of the first and second gratings 21 and 22 is intermittently moved in the X direction with respect to the other, and the scanning position is changed at each scanning position.
  • G2 image detection is performed.
  • 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) emitted from the X-ray source 11 and not refracted by the subject H 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.
  • M pieces of image data are stored in the memory 13.
  • the M pixel values obtained for each pixel 30 constitute the intensity modulation signal.
  • the M pixel values obtained in each pixel 30 periodically change with respect to the scanning position k as shown in FIG.
  • 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 I k (x, y) with respect to the scanning position k is generally represented by the following equation (6).
  • 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 (7) is satisfied.
  • the phase shift amount ⁇ (x, y) is expressed by the following expression (8).
  • phase shift amount ⁇ (x, y) is expressed by the following equation (9) 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 image processing unit 14 includes a phase differential image generation unit 40, a phase contrast image generation unit 41, and a display phase differential image generation unit 42.
  • the phase differential image generation unit 40 generates a phase differential image by performing calculations using the above equation (9) based on the M pieces of image data acquired by fringe scanning and stored in the memory 13.
  • the phase contrast image generation unit 41 generates a phase contrast image by integrating the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 along the X direction.
  • the display phase differential image generation unit 42 includes a partial inversion processing unit 43 and a dynamic range (DR) compression processing unit 44.
  • the display phase differential image generation unit 42 generates a display phase differential image by processing the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 by the partial inversion processing unit 43 and the DR compression processing unit 44. To do.
  • phase differential value ⁇ (x, y) generated by the phase differential image generation unit 40 as shown in FIG. 7A, peaks S1 and S2 occur at the edge portion of the subject H, and one of the peaks The sign is reversed between S1 and the other peak S2. This is because the X-ray refraction direction is opposite between the one edge portion and the other edge portion of the subject H.
  • the partial inversion processing unit 43 partially inverts the value of the phase differential image for each line in which the pixels 30 are arranged in the X direction of the X-ray image detector 20. Align directions.
  • the phase differential value ⁇ (x, y) ideally takes a value of 0 in the region S0 outside the subject H. Therefore, the partial inversion processing unit 43 inverts the negative region by taking the absolute value of the phase differential value ⁇ (x, y), and sets the directions of the peaks S1 and S2 to the same direction. Note that the negative region may be inverted by calculating the square of the absolute value of the phase differential value ⁇ (x, y).
  • the DR compression processing unit 44 compresses the gradation in the region (negative region) where the value is not present due to the partial inversion by the partial inversion processing unit 43, and the region where the value exists ( DR compression processing for assigning gradations to the (primary region) is performed. Accordingly, the peaks S1 and S2 are in the same direction, and the peaks S1 and S2 are expressed using almost all gradations, so that the visibility of the phase differential image is improved.
  • the operation of the X-ray imaging apparatus 10 configured as described above will be described.
  • the X-ray from the X-ray source 11 is obtained at each scanning position k while the second grating 22 is moved by a predetermined scanning pitch (p 2 / M) by the scanning mechanism 23.
  • Irradiation and detection of the G2 image by the X-ray image detector 20 are performed.
  • M pieces of image data are generated and stored in the memory 13.
  • the M image data 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 40, and the generated phase differential image is input to the phase contrast image generation unit 41 and the display phase differential image generation unit 42.
  • the phase contrast image generation unit 41 performs integration processing and generates a phase contrast image.
  • the partial inversion processing unit 43 performs partial inversion processing
  • the DR compression processing unit 44 performs DR compression processing to generate a display phase differential image.
  • phase contrast image and the display phase differential image are recorded in the image recording unit 15, then input to the console 17, and displayed on the monitor 17b.
  • the phase shift value of the intensity modulation signal is used as a phase differential value.
  • a value obtained by multiplying or adding a constant to the phase shift 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 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 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 pitch p 0 of the multi-slit needs to satisfy the following formula (10).
  • 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 first grating 21 is geometrically optically projected without diffracting incident X-rays.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-200361 As described in Gazette and the like, the first lattice 21 has a Talbot effect.
  • a small-focus X-ray light source or an X-ray source having a multi-slit as described above may be used so as to enhance the spatial coherence of X-rays.
  • the self-image of the first grating 21 results from the first grating 21 in a position apart Talbot distance Z m downstream. 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 the first embodiment.
  • the first grating 21 is absorption grating, if X-rays emitted from the X-ray source 11 is a cone beam, Talbot distance Z m is represented by the following formula (11).
  • “m” is a positive integer.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the above formula (1) (however, when a multi-slit is used, the distance L 1 is replaced with the distance L 0 ).
  • the Talbot distance Z m is expressed by the following formula ( 12).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the above formula (1) (however, when a multi-slit is used, the distance L 1 is replaced with the distance L 0 ).
  • the Talbot distance Z m is expressed by the following equation (13). It is represented by Here, “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 (14). (However, when using a multi-slit, 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 (15).
  • “m” is a positive integer.
  • the Talbot distance Z m is expressed by the following formula ( 16).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the partial inversion processing unit 43 takes an absolute value, that is, partially inverts the value of the phase differential image with “0” as a reference, but inverts with another value as a reference. May be performed.
  • the detection surface 20a of the X-ray image detector 20 is divided into an object detection region 20b and a blank region 20c.
  • the subject detection region 20b is a region where X-rays transmitted through the subject H are incident
  • the unexposed region 20c is a region where X-rays are incident as they are without passing through the subject H.
  • the partial inversion processing unit 43 partially inverts the value of the phase differential image with reference to the phase differential value ⁇ (x, y) of the predetermined pixel 30 included in the background missing region 20c.
  • the partial inversion processing unit 43 performs the phase differential value ⁇ (x, y) of the pixels 30 included in the background missing region 20c for each line in which the pixels 30 are arranged in the X direction of the X-ray image detector 20. ) Is obtained, and this average value is defined as a reference value Dy. And the value of a phase differential image is partially inverted by performing the calculation based on the following Formula (18) for each line in the X direction.
  • ⁇ ′ (x, y) is a phase differential value after inversion.
  • ⁇ ′ (x, y) may be obtained by squaring the right side of the above equation (18).
  • the partial inversion process of the phase differential image is performed with high accuracy.
  • Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.
  • a flat absorption plate 60 having a certain amount of X-ray absorption is provided on the X-ray incident side of the blank region 20 c of the X-ray image detector 20. Since the pixel value may be saturated when the X-rays are directly incident on the blank region 20c, saturation of the pixel value can be prevented by providing the absorption plate 60 in this way. Since the absorption plate 60 is flat, the X-ray refraction is small, and the influence on the phase differential value is small. Other configurations and operations are the same as those in the fourth embodiment.
  • the blank region 20c is set in the X-ray image detector 20, and the reference value Dy is calculated based on the phase differential value ⁇ (x, y) in the blank region 20c.
  • the reference value Dy is calculated based on the phase differential value ⁇ (x, y) for one line in the X direction without setting the blank region 20c.
  • the partial inversion processing unit 43 obtains an average value of the phase differential values ⁇ (x, y) for one line in the X direction, and uses the average value as the reference value Dy. In each line in the X direction, peaks occur in the positive direction and the negative direction, so when calculating the average value, the peaks cancel each other, and the average value of the direct current component is calculated as the reference value Dy.
  • Other configurations and operations are the same as those in the fourth embodiment.
  • the seventh embodiment is a modification of the sixth embodiment.
  • the reference area Dy is calculated based on the phase differential value ⁇ (x, y) for one line in the X direction without setting the blank region 20c.
  • the inversion processing unit 43 detects the peak portion 70 from the phase differential value ⁇ (x, y) for one line in the X direction by using an edge detection process or the like, and the remaining residual component from which the peak portion 70 has been removed.
  • the reference value Dy is calculated by obtaining the average value of 71.
  • Other configurations and operations are the same as those in the fourth embodiment.
  • the eighth embodiment is a modification of the seventh embodiment.
  • the partial inversion processing unit 43 detects the peak portion 70 from the phase differential value ⁇ (x, y) for one line in the X direction by using an edge detection process or the like. After removing the long-period trend generated in the remaining remaining component 71 that has been removed, the reference value Dy is calculated by obtaining an average value.
  • the partial inversion processing unit 43 fits the remaining component 71 using a linear expression or a polynomial, and removes the trend of the remaining component 71 based on the fitted function. For example, as shown in FIG. 11, when the residual component 71 has a sloped trend, the residual component 71 is fitted with a linear expression, and the inclination of the residual component 71 is removed based on the fitted linear expression. For example, as shown in FIG. 12, when the residual component 71 is curved, the residual component 71 is fitted with a polynomial, and the curvature is removed based on the fitted polynomial. Furthermore, the trend of the remaining component 71 may be removed by performing filter processing such as moving average. Other configurations and operations are the same as those of the seventh embodiment.
  • the phase contrast image and the display phase differential image are displayed on the monitor 17b.
  • a composite image of the absorption image and the phase differential image may be displayed.
  • the image processing unit 80 shown in FIG. 13 is provided.
  • the image processing unit 80 includes an absorption image generation unit 81 and an image composition processing unit 82 in addition to the above-described phase differential image generation unit 40, phase contrast image generation unit 41, and display phase differential image generation unit 42.
  • the absorption image generation unit 81 generates an absorption image by obtaining the average value of the intensity modulation signal for each pixel 30 based on the M pieces of image data stored in the memory 13. As shown in FIG. 14, the image composition processing unit 82 adds the display phase differential image generated by the display phase differential image generation unit 42 to the absorption image A (x, y) generated by the absorption image generation unit 81. ⁇ ′ (x, y) is superimposed and synthesized. This composite image is appropriately displayed on the monitor 17b according to the operation of the operation unit 17a.
  • the display phase differential image combined with the absorption image by the image composition processing unit 82 is the one before the partial inversion processing by the partial inversion processing unit 43 and before the DR compression processing by the DR compression processing unit 44. May be.
  • the image composition processing unit 82 sets the absorption direction to the non-absorbed portion in the absorption image as the positive direction and the peak direction of the display phase differential image as the positive direction. It is possible to represent the image and the display phase differential image with a wide gradation width. However, if the edge portion of the subject H in the absorption image is clear, the visibility of the peak portion of the display phase differential image may be reduced. Therefore, as shown in FIG. 15, the image composition processing unit 82 preferably composes the display phase differential image with the absorption image after setting the peak direction of the display phase differential image to the negative direction.
  • a portion having absorption with respect to a portion having no absorption in the absorption image may be a negative direction, and a peak direction of the display phase differential image may be a positive direction.
  • the operation unit 17a of the console 17 can be switched between a main imaging mode in which imaging is performed with the subject H arranged and a pre-imaging mode in which imaging is performed without the subject H being arranged. It is possible.
  • the image processing unit of the present embodiment is in addition to the phase differential image generation unit 40, the phase contrast image generation unit 41, and the display phase differential image generation unit 42 included in the image processing unit 14 of the first embodiment.
  • the correction image storage unit 50 and the correction processing unit 51 are provided.
  • the corrected image storage unit 50 stores the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 in the pre-shooting mode as a corrected image.
  • the correction processing unit 51 corrects the corrected phase differential from which noise has been removed by subtracting the correction image stored in the correction image storage unit 50 from the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 in the main photographing mode. Generate an image.
  • the corrected phase differential image is input to the phase contrast image generation unit 41 and the display phase differential image generation unit 42, and the same processing as in the first embodiment is performed.
  • the absorption image obtained in the main shooting mode is the absorption obtained in the pre-shooting mode.
  • the first and second gratings 21 and 22 are provided between the X-ray source 11 and the X-ray image detector 20, but in order to generate a phase partial image, it is not always necessary. There is no need to provide two gratings, and only one grating can be provided.
  • the second grating 22 is omitted and only the first grating 21 is used by using an X-ray image detector described in JP-A-2009-133823.
  • the X-ray image detector of the present embodiment is a direct conversion type X-ray image detector including a conversion layer that converts X-rays into charges, and a charge collection electrode that collects charges converted in the conversion layer.
  • the charge collection electrode of each pixel is configured by arranging a plurality of linear electrode groups formed by electrically connecting linear electrodes arranged at a constant period so that their phases are different from each other. is there. Other configurations and operations are the same as those in the first embodiment.
  • one of the first and second gratings 21 and 22 is intermittently moved, and a phase differential image based on a plurality of image data obtained by performing imaging at a plurality of scanning positions.
  • 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).
  • 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 corresponding to 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 40 shifts the first coordinate 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 40 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 obtaining 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 40 calculates the following simultaneous equations (20) to (22) and applies the calculation result to the following equation (23) 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 that number. Further, as shown in FIG. 23, the number M of pixels in one group Gr (x, n) may be smaller than the number of pixels included in one moire period T.
  • the group Gr (x, n) is shifted one pixel at a time in the Y direction.
  • 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 by the relative inclination of the first and second gratings 21 and 22 in the in-lattice direction, but in the present embodiment, the first and first 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 formula (1) without tilting the two gratings 21 and 22.
  • moire fringes MS having a period in the X direction are 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 (26) in the X direction.
  • the phase differential image generation unit 40 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. 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 40 generates a phase differential image by calculating the phase shift amount ⁇ (n, y) of each intensity modulation signal composed of a plurality of pixel values in each group Gr (n, y). To do.
  • the calculation method of the phase shift amount ⁇ (n, y) is the same as that in the thirteenth embodiment. Specifically, the following simultaneous equations (27) to (29) may be calculated, and the calculation result may be applied to the following expression (30).
  • 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 (26) by the magnification R represented by the above equation (25). 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 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.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Abstract

　被検体のエッジ部分の視認性が高い位相微分画像を生成することを可能とする。　Ｘ線画像検出器（２０）は、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線を検出して画像データを生成する。位相微分画像生成部（４０）は、Ｘ線画像検出器（２０）により検出された画像データに基づいて位相微分画像を生成する。部分反転処理部（４３）は、絶対値を取ることにより位相微分画像の値を部分的に反転し、位相微分画像に生じたピークＳ１，Ｓ２の向きを揃える。ＤＲ圧縮処理部（４４）は、部分反転により値が存在しなくなった領域（負領域）の階調を圧縮し、値が存在する領域（正領域）に階調を割り当てるＤＲ圧縮処理を行う。

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いた画像を撮影する放射線撮影装置及び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１，２参照）。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１，２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。特許文献２には、位相コントラスト画像のほか、位相微分画像を被検体の表示画像としてモニタに表示することが記載されている。
特開２００８－２００３６１号公報 ＷＯ２００８／１０２６５４号公報
　しかしながら、上記方法で生成される位相微分画像には、被検体Ｈのエッジ部分にピークが生じるが、被検体Ｈの両側に相当する一方のエッジ部分と、他方のエッジ部分とでピーク方向の正負が逆となる。このため、例えば、位相微分画像を白黒表示した場合には、被検体Ｈの一方のエッジ部分が白色、他方のエッジ部分が黒色となり、非常に視認性が悪い。また、それぞれのエッジ部分が全体の約半分の階調で表されることも、位相微分画像の視認性が低い原因である。
　本発明は、被検体のエッジ部分の視認性が高い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、放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、放射線源と放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、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、位相微分画像の値を部分的に反転する反転処理を行うことにより、位相微分画像に生じるピークの方向を揃える部分反転処理部と、を備えることを特徴とする。
　なお、部分反転処理部により位相微分画像の値が部分的に反転されたことにより値が存在しなくなった領域の階調を圧縮し、値が存在する領域に階調を割り当てるダイナミックレンジ圧縮処理部をさらに備えることが好ましい。
　また、部分反転処理部は、位相微分画像の各値の絶対値を取ることにより、反転処理を行うことが好ましい。
　また、部分反転処理部は、位相微分画像の平均値を求め、この平均値を位相微分画像の各値から減算したうえで絶対値を取ることにより反転処理を行なうことも好ましい。
　また、部分反転処理部は、位相微分画像に生じるピーク部分を検出し、このピーク部分以外の残成分の平均値を求め、この平均値を位相微分画像の各値から減算したうえで絶対値を取ることにより反転処理を行うことも好ましい。
　また、部分反転処理部は、位相微分画像に生じるピーク部分を検出し、このピーク部分以外の残成分についてトレンドを除去したうえで平均値を求め、この平均値を位相微分画像の各値から減算したうえで絶対値を取ることにより反転処理を行うことも好ましい。
　また、放射線画像検出器の検出面は、被検体を透過した放射線が入射する被検体検出領域と、放射線が被検体を透過せずにそのまま入射する素抜け領域とに区分されており、部分反転処理部は、素抜け領域に含まれる位相微分画像の値の平均値を求め、この平均値を位相微分画像の各値から減算したうえで絶対値を取ることにより反転処理を行うことも好ましい。この場合、素抜け領域の放射線入射側に、放射線吸収性を有する平板状の吸収板を備えることが好ましい。
　また、画像データに基づいて吸収画像を生成する吸収画像生成部と、吸収画像に部分反転処理部により部分反転処理が施された位相微分画像とを合成して合成画像を生成する画像合成処理部とをさらに備えることが好ましい。
　また、画像合成処理部は、吸収画像における吸収がない部分に対する吸収がある部分の方向と、位相微分画像のピーク方向とを同一方向とするように合成することが好ましい。
　また、画像合成処理部は、吸収画像における吸収がない部分に対する吸収がある部分の方向と、位相微分画像のピーク方向とを逆方向とするように合成することが好ましい。
　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さらに備え、部分反転処理部は、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の値を部分的に反転してピークの方向を揃えることが好ましい。
　補正済みの位相微分画像を、格子の格子方向に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さらに備えることが好ましい。
　上記少なくとも１つの格子は、放射線源から放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子との２つの格子であり、放射線画像検出器は、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。
　本発明の画像処理方法は、放射線源から放射され、少なくとも１つの格子を通過した放射線を放射線画像検出器により検出して画像データを生成し、この画像データに基づいて位相微分画像を生成する放射線撮影装置に用いられる画像処理方法において、位相微分画像の値を部分的に反転して、位相微分画像に生じるピークの方向を揃えることを特徴とする。
　本発明によれば、位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃えるので、被検体のエッジ部分の視認性が高い位相微分画像を生成することができる。
　また、本発明によれば、部分反転処理部により位相微分画像が部分的に反転された後、値が存在しなくなった領域の階調を圧縮し、値が存在する領域に階調を割り当てるダイナミックレンジ圧縮処理を行うので、さらに視認性が高い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ブロック図である。 Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。 第１及び第２の格子の構成を示す概略側面図である。 第２の格子の並進移動を説明する図である。 強度変調信号を例示するグラフである。 画像処理部の構成を示すブロック図である。 被検体のＸ方向に沿う位相微分画像のプロファイルを示す図であり、（Ａ）は処理前のプロファイル、（Ｂ）は部分反転処理後のプロファイル、（Ｃ）はＤＲ圧縮処理後のプロファイルを示す。 被検体検出領域及び素抜け領域を示す平面図である。 素抜け領域のＸ線入射側に配置された吸収板を示す概略斜視図である。 部分反転処理に用いる基準値の算出方法を説明する第１の説明図である。 部分反転処理に用いる基準値の算出方法を説明する第２の説明図である。 部分反転処理に用いる基準値の算出方法を説明する第３の説明図である。 第９の実施形態の画像処理部を示すブロック図である。 画像合成処理を説明する説明図である。 画像合成処理の変形例を説明する第１の説明図である。 第１０の実施形態の画像処理部を示すブロック図である。 第１３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１４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、及び走査機構２３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。
　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。
　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、後述する表示用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により撮影される画像データがそれぞれ記憶される。
　コンソール１７は、撮影条件の設定や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、表示用位相微分画像、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する。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決定されている。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。
　縞走査法では、強度変調信号を得るために、第１及び第２の格子２１，２２の一方を他方に対してＸ方向に間欠的に移動させ、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について得られるＭ個の画素値が上記強度変調信号を構成する。
　具体的には、各画素３０で得られた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。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Ｉｋ（ｘ，ｙ）の変化を表す強度変調信号は、一般に下式（６）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　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（７）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（８）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　さらに、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、三角関数を用いて下式（９）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-M000009
　図６において、画像処理部１４は、位相微分画像生成部４０、位相コントラスト画像生成部４１、及び表示用位相微分画像生成部４２を備える。位相微分画像生成部４０は、縞走査により取得されメモリ１３に記憶されたＭ枚分の画像データに基づき、上式（９）を用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４１は、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Ｘ方向に沿って積分を行うことにより位相コントラスト画像を生成する。
　表示用位相微分画像生成部４２は、部分反転処理部４３とダイナミックレンジ（ＤＲ）圧縮処理部４４とを備える。表示用位相微分画像生成部４２は、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、部分反転処理部４３とＤＲ圧縮処理部４４とにより処理を行うことにより表示用位相微分画像を生成する。
　位相微分画像生成部４０により生成された位相微分値ψ（ｘ，ｙ）は、図７（Ａ）に示すように、被検体Ｈのエッジ部分にピークＳ１，Ｓ２が生じており、一方のピークＳ１と、他方のピークＳ２とで正負が逆となっている。これは、被検体Ｈの一方のエッジ部分と他方のエッジ部分とでＸ線の屈折方向が逆向きとなることによる。
　部分反転処理部４３は、図７（Ｂ）に示すように、Ｘ線画像検出器２０のＸ方向に画素３０が並んだ１ラインごとに、位相微分画像の値を部分的に反転してピーク方向を揃える。位相微分値ψ（ｘ，ｙ）は、理想的には、被検体Ｈの外側の領域Ｓ０で０の値を取る。このため、部分反転処理部４３は、位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の絶対値を取ることにより、負の領域を反転させ、ピークＳ１，Ｓ２の方向を同一方向とする。なお、位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の絶対値の２乗を算出することにより、負の領域を反転してもよい。
　ＤＲ圧縮処理部４４は、図７（Ｃ）に示すように、部分反転処理部４３により部分反転により値が存在しなくなった領域（負領域）の階調を圧縮し、値が存在する領域（正領域）に階調を割り当てるＤＲ圧縮処理を行う。これにより、ピークＳ１，Ｓ２が同一方向となり、さらに、ほぼ全階調を用いてピークＳ１，Ｓ２が表現されるため、位相微分画像の視認性が向上する。
　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。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枚の画像データが生成され、メモリ１３に格納される。
　この後、画像処理部１４によりメモリ１３に格納されたＭ枚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４０により位相微分画像が生成され、生成された位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部４１及び表示用位相微分画像生成部４２に入力される。位相コントラスト画像生成部４１では、積分処理が行われ位相コントラスト画像が生成される。表示用位相微分画像生成部４２では、部分反転処理部４３により部分反転処理が行われ、ＤＲ圧縮処理部４４によりＤＲ圧縮処理が行われることにより表示用位相微分画像が生成される。
　そして、位相コントラスト画像及び表示用位相微分画像は、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、強度変調信号の位相ズレ量を位相微分値としているが、位相ズレ量に定数を乗じたり加算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、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、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、第２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、高出力のＸ線源を用いることが可能となり、Ｘ線量が向上するため、位相微分画像の画質が向上する。この場合、マルチスリットのピッチｐ０は、下式（１０）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-M000010
　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、第１の格子２１が入射Ｘ線を回折せずに幾何光学的に投影する構成としているが、第３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。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線光源を用いるか、上記のようなマルチスリットを有するＸ線源を用いればよい。
　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だけ離れた位置に生じる。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。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、第１の実施形態と同一である。
　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（１１）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-M000011
　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（１２）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-M000012
　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（１３）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（１４）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリットを用いる場合には、距離Ｌ１は距離Ｌ０に置き換えられる）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　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（１５）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-M000015
　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（１６）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-M000016
　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（１７）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-M000017
（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、部分反転処理部４３は、絶対値を取ること、すなわち「０」を基準として位相微分画像の値を部分的に反転しているが、その他の値を基準として反転を行ってもよい。
　本実施形態では、図８に示すように、Ｘ線画像検出器２０の検出面２０ａを、被検体検出領域２０ｂと素抜け領域２０ｃとに区分する。被検体検出領域２０ｂは、被検体Ｈを透過したＸ線が入射する領域であり、素抜け領域２０ｃは、Ｘ線が被検体Ｈを透過せずにそのまま入射する領域である。部分反転処理部４３は、素抜け領域２０ｃに含まれる所定の画素３０の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）を基準として、位相微分画像の値を部分的に反転する。
　具体的には、部分反転処理部４３は、Ｘ線画像検出器２０のＸ方向に画素３０が並んだ１ラインごとに、素抜け領域２０ｃに含まれる画素３０の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の平均値を求め、この平均値を基準値Ｄｙとする。そして、Ｘ方向への各ラインごとに、下式（１８）に基づく演算を行うことにより、位相微分画像の値を部分的に反転する。ここで、ψ’（ｘ，ｙ）は、反転後の位相微分値である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
　なお、上式（１８）の右辺を２乗したものをψ’（ｘ，ｙ）としてもよい。
　本実施形態により、被検体Ｈの外側の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）が「０」でない場合であっても、精度よく位相微分画像の部分的な反転処理が行われる。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）
　第５の実施形態では、図９に示すように、Ｘ線画像検出器２０の素抜け領域２０ｃのＸ線入射側に、ある程度のＸ線吸収性を有する平板状の吸収板６０を設ける。素抜け領域２０ｃにＸ線が直接入射した場合には画素値が飽和する可能性があるため、このように吸収板６０を設けることにより、画素値の飽和を防止することができる。吸収板６０は、平板状であるためＸ線の屈折が少なく、位相微分値への影響は少ない。その他の構成や作用については、第４の実施形態と同一である。
（第６の実施形態）
　上記第４及び第５の実施形態では、Ｘ線画像検出器２０に素抜け領域２０ｃを設定し、素抜け領域２０ｃ内の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）に基づいて基準値Ｄｙを算出しているが、素抜け領域２０ｃを設定せず、Ｘ方向への１ライン分の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）に基づいて基準値Ｄｙを算出することも可能である。
　第６の実施形態では、部分反転処理部４３は、Ｘ方向への１ライン分の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の平均値を求め、この平均値を基準値Ｄｙとする。Ｘ方向への各ラインでは、ピークが正方向及び負方向に生じるため、平均値を算出する際にピーク同士が相殺され、ほぼ直流成分の平均値が基準値Ｄｙとして算出される。その他の構成や作用については、第４の実施形態と同一である。
（第７の実施形態）
　第７の実施形態は、上記第６の実施形態の変形例である。本実施形態では、素抜け領域２０ｃを設定せず、Ｘ方向への１ライン分の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）に基づいて基準値Ｄｙを算出するが、図１０に示すように、部分反転処理部４３は、Ｘ方向への１ライン分の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）から、エッジ検出処理等を用いてピーク部分７０を検出し、このピーク部分７０を除去した残りの残成分７１の平均値を求めることにより基準値Ｄｙを算出する。その他の構成や作用については、第４の実施形態と同一である。
（第８の実施形態）
　第８の実施形態は、上記第７の実施形態の変形例である。本実施形態では、部分反転処理部４３は、Ｘ方向への１ライン分の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）から、エッジ検出処理等を用いてピーク部分７０を検出し、このピーク部分７０を除去した残りの残成分７１に生じた長周期のトレンドを除去した後、平均値を求めることにより基準値Ｄｙを算出する。
　具体的には、部分反転処理部４３は、一次式または多項式を用いて残成分７１をフィッティングし、フィッティングされた関数に基づいて残成分７１のトレンドを除去する。例えば、図１１に示すように、残成分７１が傾斜したトレンドを有する場合には、残成分７１は一次式でフィッティングされ、フィッティングされた一次式に基づいて残成分７１の傾きが除去される。また、例えば、図１２に示すように、残成分７１が湾曲した場合には、残成分７１は多項式でフィッティングされ、フィッティングされた多項式に基づいて湾曲が除去される。さらに、移動平均等のフィルタ処理を行うことにより、残成分７１のトレンドを除去してもよい。その他の構成や作用については、第７の実施形態と同一である。
（第９の実施形態）
　上記第１の実施形態では、位相コントラスト画像や表示用位相微分画像をモニタ１７ｂに表示しているが、さらに、吸収画像と位相微分画像との合成画像を表示してもよい。本実施形態では、図１３に示す画像処理部８０を備える。画像処理部８０は、前述の位相微分画像生成部４０、位相コントラスト画像生成部４１、及び表示用位相微分画像生成部４２に加えて、吸収画像生成部８１と画像合成処理部８２とを備える。
　吸収画像生成部８１は、メモリ１３に格納されたＭ枚の画像データに基づき、画素３０ごとに強度変調信号の平均値を求めることに吸収画像を生成する。画像合成処理部８２は、図１４に示すように、吸収画像生成部８１により生成された吸収画像Ａ（ｘ，ｙ）に、表示用位相微分画像生成部４２により生成された表示用位相微分画像ψ’（ｘ，ｙ）を重ねて合成する。この合成画像が、操作部１７ａの操作に応じて、適宜モニタ１７ｂに表示される。
　なお、画像合成処理部８２が吸収画像に合成する表示用位相微分画像は、部分反転処理部４３により部分反転処理が行われ、ＤＲ圧縮処理部４４によりＤＲ圧縮処理が行われる前のものであってもよい。
　画像合成処理部８２は、図１４に示すように、吸収画像において吸収のない部分に対して吸収がある部分を正方向としており、表示用位相微分画像のピーク方向を正方向としているため、吸収画像及び表示用位相微分画像を広い階調幅で表すことが可能である。しかし、吸収画像の被検体Ｈのエッジ部分が鮮明であると、表示用位相微分画像のピーク部分の視認性が低下する恐れがある。このため、画像合成処理部８２は、図１５に示すように、表示用位相微分画像のピーク方向を負方向としたうえで、表示用位相微分画像を吸収画像と合成することも好ましい。なお、逆に、吸収画像において吸収のない部分に対して吸収がある部分を負方向としており、表示用位相微分画像のピーク方向を正方向としてもよい。こうすることで、合成画像において、表示用位相微分画像のピーク部分の視認性が向上する。
（第１０の実施形態）
　次に、本発明の第１０の実施形態について説明する。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との間に配置した状態で一連の撮影を行い、上式（９）に基づいて演算を行うことにより被検体Ｈの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の製造誤差や配置誤差等により位相微分画像にノイズが生じることがあるため、被検体Ｈを配置しない状態で一連の撮影（プレ撮影）を行い、このプレ撮影で得られた位相微分画像を補正画像として補正を行うようにしてもよい。
　本実施形態のＸ線撮影装置は、コンソール１７の操作部１７ａにより、被検体Ｈを配置して撮影を行う本撮影モードと、被検体Ｈを配置せずに撮影を行うプレ撮影モードの切り替えが可能となっている。
　図１６において、本実施形態の画像処理部は、第１の実施形態の画像処理部１４が備える位相微分画像生成部４０、位相コントラスト画像生成部４１、及び表示用位相微分画像生成部４２に加えて、補正画像記憶部５０及び補正処理部５１を備える。補正画像記憶部５０は、プレ撮影モードにおいて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５１は、本撮影モードにおいて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５０に記憶された補正画像を減算することによりノイズが除去された補正済み位相微分画像を生成する。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４１及び表示用位相微分画像生成部４２に入力され、上記第１の実施形態と同様な処理が行われる。
　なお、本実施形態において、吸収画像を生成する場合には、本撮影モードとプレ撮影モードのそれぞれにおいて吸収画像を生成し、本撮影モードで得られた吸収画像をプレ撮影モードで得られた吸収画像で除算することにより、第１及び第２の格子２１，２２のＸ線の透過ムラを補正してもよい。
　また、同様に、小角散乱画像を生成する場合には、本撮影モードとプレ撮影モードのそれぞれにおいて小角散乱画像を生成し、本撮影モードで得られた小角散乱画像をプレ撮影モードで得られた小角散乱画像で除算することにより、第１及び第２の格子２１，２２に起因するコントラストのムラを補正してもよい。
（第１１の実施形態）
　次に、本発明の第１１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とＸ線画像検出器２０との間に第１及び第２の格子２１，２２を設けているが、位相部分画像を生成するためには、必ずしも２つの格子を設ける必要はなく、１つの格子のみとすることも可能である。
　本実施形態のＸ線撮影装置では、特開平２００９－１３３８２３号公報に記されたＸ線画像検出器を用いることにより、第２の格子２２を省略し、第１の格子２１のみとする。本実施形態のＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されたものである。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１２の実施形態）
　次に、本発明の第１２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の一方を間欠的に移動させ、複数の走査位置で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１３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１３の実施形態として説明する。
　本実施形態では、図１７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（１９）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-M000019
　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１８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１９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４０は、図２０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４０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４０は、下記の連立方程式（２０）～（２２）を演算し、演算結果を次式（２３）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-M000020
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000021
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000023
　ここで、参照位相δｋは、下式（２４）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000024
　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１８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２１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２２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２３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２０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（２５）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-M000025
　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１４の実施形態）
　第１３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（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）、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２４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（２６）で表される周期Ｔを有する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000026
　本実施形態では、位相微分画像生成部４０は、図２５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４０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１３の実施形態と同様である。具体的には、下記の連立方程式（２７）～（２９）を演算し、演算結果を次式（３０）に適用すればよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000027
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000028
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000029
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000030
　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（２６）で表されるモアレ周期Ｔに、上式（２５）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。
　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
　４２　表示用位相微分画像生成部

Claims (16)

  1. 　放射線を放射する放射線源と、
    　前記放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
    　前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、
    　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、
    　前記位相微分画像の値を部分的に反転する反転処理を行うことにより、前記位相微分画像に生じるピークの方向を揃える部分反転処理部と、
    　を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
  2. 　前記部分反転処理部により位相微分画像の値が部分的に反転されたことにより値が存在しなくなった領域の階調を圧縮し、値が存在する領域に階調を割り当てるダイナミックレンジ圧縮処理部を備えることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
  3. 　前記部分反転処理部は、前記位相微分画像の各値の絶対値を取ることにより、前記反転処理を行うことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影装置。
  4. 　前記部分反転処理部は、前記位相微分画像の平均値を求め、この平均値を前記位相微分画像の各値から減算したうえで絶対値を取ることにより前記反転処理を行うことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影装置。
  5. 　前記部分反転処理部は、前記位相微分画像に生じるピーク部分を検出し、このピーク部分以外の残成分の平均値を求め、この平均値を前記位相微分画像の各値から減算したうえで絶対値を取ることにより前記反転処理を行うことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影装置。
  6. 　前記部分反転処理部は、前記位相微分画像に生じるピーク部分を検出し、このピーク部分以外の残成分についてトレンドを除去したうえで平均値を求め、この平均値を前記位相微分画像の各値から減算したうえで絶対値を取ることにより前記反転処理を行うことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影装置。
  7. 　前記放射線画像検出器の検出面は、被検体を透過した放射線が入射する被検体検出領域と、放射線が被検体を透過せずにそのまま入射する素抜け領域とに区分されており、
    　前記部分反転処理部は、前記素抜け領域に含まれる前記位相微分画像の値の平均値を求め、この平均値を前記位相微分画像の各値から減算したうえで絶対値を取ることにより前記反転処理を行うことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影装置。
  8. 　前記素抜け領域の放射線入射側に、放射線吸収性を有する平板状の吸収板を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. 　前記画像データに基づいて吸収画像を生成する吸収画像生成部と、前記吸収画像に前記部分反転処理部により前記部分反転処理が施された位相微分画像とを合成して合成画像を生成する画像合成処理部とをさらに備えることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
  10. 　前記画像合成処理部は、前記吸収画像における吸収がない部分に対する吸収がある部分の方向と、前記位相微分画像のピーク方向とを同一方向とするように合成することを特徴とする請求の範囲第９項に記載の放射線撮影装置。
  11. 　前記画像合成処理部は、前記吸収画像における吸収がない部分に対する吸収がある部分の方向と、前記位相微分画像のピーク方向とを逆方向とするように合成することを特徴とする請求の範囲第９項に記載の放射線撮影装置。
  12. 　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さらに備え、
    　前記部分反転処理部は、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の値を部分的に反転してピークの方向を揃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。
  13. 　前記補正済みの位相微分画像を、前記格子の格子方向に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さらに備えること特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影装置。
  14. 　前記少なくとも１つの格子は、前記放射線源から放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子との２つの格子であり、
    　前記放射線画像検出器は、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。
  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さらに備えることを特徴とする請求項の範囲第１４項に記載の放射線撮影装置。
  16. 　放射線源から放射され、少なくとも１つの格子を通過した放射線を放射線画像検出器により検出して画像データを生成し、この画像データに基づいて位相微分画像を生成する放射線撮影装置に用いられる画像処理方法において、
    　前記位相微分画像の値を部分的に反転して、前記位相微分画像に生じるピークの方向を揃えることを特徴とする画像処理方法。
PCT/JP2012/060819 2011-04-25 2012-04-23 放射線撮影装置及び画像処理方法 WO2012147671A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011097091A JP2014138625A (ja) 2011-04-25 2011-04-25 放射線撮影装置及び画像処理方法
JP2011-097091 2011-04-25

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012147671A1 true WO2012147671A1 (ja) 2012-11-01

Family

ID=47072191

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2012/060819 WO2012147671A1 (ja) 2011-04-25 2012-04-23 放射線撮影装置及び画像処理方法

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP2014138625A (ja)
WO (1) WO2012147671A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013051647A1 (ja) * 2011-10-06 2013-04-11 富士フイルム株式会社 放射線撮影装置及び画像処理方法
WO2017212687A1 (ja) * 2016-06-10 2017-12-14 株式会社島津製作所 Ｘ線位相差撮像システム、ｘ線位相差撮像装置およびｘ線位相差撮像方法
JP2022548427A (ja) * 2019-12-05 2022-11-18 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ Ｄａｘイメージングのための全視野散乱の推定
US12004896B2 (en) 2019-08-23 2024-06-11 Koninklijke Philips N.V. System and method for X-ray dark-field, phase contrast and attenuation image acquisition

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6743983B2 (ja) * 2017-10-31 2020-08-19 株式会社島津製作所 Ｘ線位相差撮像システム

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2007125833A1 (ja) * 2006-04-24 2007-11-08 The University Of Tokyo Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法
WO2008102654A1 (ja) * 2007-02-21 2008-08-28 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Ｘ線画像システム及びｘ線画像プログラム
JP2008545981A (ja) * 2005-06-06 2008-12-18 パウル・シェラー・インスティトゥート 非干渉性多色ｘ線源を用いた定量的位相コントラスト画像法及び断層撮影法のための干渉計
JP2009543080A (ja) * 2006-07-12 2009-12-03 パウル・シェラー・インスティトゥート 位相コントラストイメージング用のｘ線干渉計

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008545981A (ja) * 2005-06-06 2008-12-18 パウル・シェラー・インスティトゥート 非干渉性多色ｘ線源を用いた定量的位相コントラスト画像法及び断層撮影法のための干渉計
WO2007125833A1 (ja) * 2006-04-24 2007-11-08 The University Of Tokyo Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法
JP2009543080A (ja) * 2006-07-12 2009-12-03 パウル・シェラー・インスティトゥート 位相コントラストイメージング用のｘ線干渉計
WO2008102654A1 (ja) * 2007-02-21 2008-08-28 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Ｘ線画像システム及びｘ線画像プログラム

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013051647A1 (ja) * 2011-10-06 2013-04-11 富士フイルム株式会社 放射線撮影装置及び画像処理方法
WO2017212687A1 (ja) * 2016-06-10 2017-12-14 株式会社島津製作所 Ｘ線位相差撮像システム、ｘ線位相差撮像装置およびｘ線位相差撮像方法
JPWO2017212687A1 (ja) * 2016-06-10 2018-11-22 株式会社島津製作所 Ｘ線位相差撮像システム、ｘ線位相差撮像装置およびｘ線位相差撮像方法
US12004896B2 (en) 2019-08-23 2024-06-11 Koninklijke Philips N.V. System and method for X-ray dark-field, phase contrast and attenuation image acquisition
JP2022548427A (ja) * 2019-12-05 2022-11-18 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ Ｄａｘイメージングのための全視野散乱の推定

Also Published As

Publication number Publication date
JP2014138625A (ja) 2014-07-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5731214B2 (ja) 放射線撮影システム及びその画像処理方法
JP5475925B2 (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法
JP5475737B2 (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法
JP2011218147A (ja) 放射線撮影システム
JP2011224329A (ja) 放射線撮影システム及び方法
JP2012090945A (ja) 放射線検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム
JP5204857B2 (ja) 放射線撮影システム及びその制御方法
JP2012125343A (ja) 放射線撮影システム及び画像処理方法
JP2011224330A (ja) 放射線撮影システム及びそのオフセット補正方法
JP2012236005A (ja) 放射線撮影装置
WO2012147671A1 (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法
WO2012073710A1 (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
JP2011206490A (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
WO2012057022A1 (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
WO2012169427A1 (ja) 放射線撮影システム
WO2013038881A1 (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法
JP2011206188A (ja) 放射線撮影システム及び方法
JP2013042788A (ja) 放射線撮影装置及びアンラップ処理方法
WO2012147528A1 (ja) 放射線撮影装置及びその制御方法
WO2013099467A1 (ja) 放射線撮影方法及び装置
JP5610480B2 (ja) 放射線画像処理装置及び方法
WO2013027519A1 (ja) 放射線撮影装置及びアンラップ処理方法
JP2012228301A (ja) 放射線撮影装置
WO2012057023A1 (ja) 放射線画像撮影システム及びその制御方法
WO2013088878A1 (ja) 放射線撮影方法及び装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 12776659

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 12776659

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: JP