WO2013038881A1 - 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

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WO2013038881A1
WO2013038881A1 PCT/JP2012/071175 JP2012071175W WO2013038881A1 WO 2013038881 A1 WO2013038881 A1 WO 2013038881A1 JP 2012071175 W JP2012071175 W JP 2012071175W WO 2013038881 A1 WO2013038881 A1 WO 2013038881A1
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WO
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grating
image
radiation
pixels
periodic pattern
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PCT/JP2012/071175
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English (en)
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Inventor
金子　泰久
Original Assignee
富士フイルム株式会社
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. 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 for radiation diagnosis, e.g. 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
    • A61B6/5264—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise due to motion
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus and an image processing method for detecting an image based on a radiation phase change.
  • 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.
  • an X-ray source that emits X-rays
  • an X-ray image detector that detects X-rays.
  • the X-rays emitted from the X-ray source are absorbed when passing through the subject, and enter the X-ray image detector in a state where the intensity is attenuated.
  • an image representing 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. (For example, refer to Patent Document 1).
  • the first periodic pattern image is generated when the X-ray source passes through the first grating, and the second grating partially shields the first periodic pattern image.
  • Two periodic pattern images are generated.
  • the X-ray image detector detects the second periodic pattern image and generates image data.
  • the subject is disposed, for example, between the X-ray source and the first grating, and the subject undergoes a phase change in the X-ray, thereby modulating the first periodic pattern image. By detecting this modulation amount through the second periodic pattern image, the X-ray phase change can be imaged.
  • This method is called the fringe scanning method.
  • the second grating is intermittently moved in the direction parallel to the plane of the first grating and perpendicular to the grating line direction of the first grating with respect to the first grating.
  • Image data is generated by shooting during the stop.
  • an intensity modulation signal representing an intensity change accompanying the movement of the second lattice is generated for each pixel.
  • the phase shift amount of the intensity modulation signal (the phase shift amount from the case where the subject does not exist) is calculated, and the phase shift amount is imaged to obtain an image representing the modulation amount. Since this image represents the differential amount of the phase change (phase shift) of the X-rays by the subject, it is called a phase differential image.
  • Patent Document 1 describes that a phase differential image is generated based on a single image data obtained by one imaging while the first and second gratings are fixed. Is not mentioned.
  • the present applicant can obtain a single image of the Japanese Patent Application No. 2010-265241 (a PCT application based thereon is currently published as WO2012 / 056724) with the first and second gratings fixed.
  • a specific method for generating a phase differential image based on a single image data is proposed. In this method, first, the second grating is slightly inclined relative to the first grating in the lattice plane direction to generate moire fringes in the second periodic pattern image, and then X-rays are generated.
  • the second periodic pattern image is detected by the image detector, and single image data is generated.
  • This image data is grouped so that a predetermined number (for example, one moire period) of pixel values arranged in the period direction of the moire fringes is made into one group, and an intensity modulation signal is created with the pixel values of each group.
  • a phase differential image can be generated by calculating the phase shift amount of the intensity modulation signal in the same procedure as the fringe scanning method.
  • phase differential image is generated from a single image data. Therefore, blurring of the phase differential image due to the movement of the subject can be suppressed. Since the image data is divided in the direction, the phase differential image has a problem that the resolution in the periodic direction is lowered.
  • the present invention provides a radiation imaging apparatus and an image processing method capable of achieving both suppression of blurring of a phase differential image due to movement of a subject and suppression of reduction in resolution in the period direction of moire fringes.
  • the purpose is to do.
  • the radiation imaging apparatus of the present invention includes a radiation source, a first grating, a second grating, a radiation detector, a scanning mechanism, and a phase differential image generation unit.
  • the radiation source emits radiation.
  • lattice passes a radiation and produces
  • the second grating is inclined relative to the first grating in the grating plane direction, and partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image having moire fringes.
  • the radiation detector has a plurality of pixels arranged two-dimensionally, detects the second periodic pattern image, and generates image data.
  • the scanning mechanism moves the first grating or the second grating to a plurality of scanning positions.
  • the phase differential image generation unit divides a plurality of pixels into a plurality of groups so that a predetermined number of pixels arranged in the periodic direction of the moire fringes are grouped, and based on image data obtained at a plurality of scanning positions, An intensity modulation signal is created from the pixel values of the pixels, and a phase differential image is generated by calculating a phase shift amount of the intensity modulation signal.
  • the arrangement pitch of the pixels arranged in the period direction is preferably a value obtained by equally dividing one period of moire fringes by ⁇ ( ⁇ is an integer of 2 or more).
  • the phase differential image generation unit sets ⁇ pixels in one cycle of moire fringes as one group.
  • the correction image storage unit stores the phase differential image generated by the phase differential image generation unit as a correction image in the pre-imaging performed without arranging the subject between the radiation source and the radiation detector.
  • the correction processing unit performs correction stored in the correction image storage unit from the phase differential image generated by the phase differential image generation unit in the main imaging performed by placing the subject between the radiation source and the radiation detector. Subtract images.
  • the first grating is preferably an absorption grating that generates a first periodic pattern image by geometrically optically projecting incident radiation.
  • the first grating may be an absorption grating or a phase grating, and may generate a first periodic pattern image by causing a Talbot effect to incident radiation.
  • the radiation imaging apparatus of the present invention includes a radiation source, a multi-slit, a first grating, a second grating, a radiation detector, a scanning mechanism, and a phase differential image generation unit.
  • the radiation source emits radiation.
  • the multi-slit partially blocks the radiation and disperses the focal point.
  • the first grating generates a first periodic pattern image by passing the radiation that has passed through the multi-slit.
  • the second grating is inclined relative to the first grating in the grating plane direction, and partially shields the first periodic pattern image to generate a second periodic pattern image having moire fringes.
  • the radiation detector has a plurality of pixels arranged two-dimensionally, detects the second periodic pattern image, and generates image data.
  • the scanning mechanism moves the multi slit to a plurality of scanning positions.
  • the phase differential image generation unit divides a plurality of pixels into a plurality of groups so that a predetermined number of pixels arranged in the periodic direction of the moire fringes is one group, and based on image data obtained at a plurality of scanning positions, An intensity modulation signal is created from the pixel values of the pixels, and a phase differential image is generated by calculating a phase shift amount of the intensity modulation signal.
  • the image processing method of the present invention includes a radiation source, a first grating, a second grating, a radiation detector, a scanning mechanism, and a phase differential image generation unit, and the scanning mechanism is the first.
  • This is used in a radiation imaging apparatus that moves the grating or the second grating to a plurality of scanning positions.
  • a plurality of pixels are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixels arranged in the period direction of the moire fringes are grouped, and based on image data obtained at a plurality of scanning positions, An intensity modulation signal is created based on the pixel value of the pixel, and a phase differential image is generated by calculating the phase shift amount of the intensity modulation signal.
  • the image processing method of the present invention includes a radiation source, a multi-slit, a first grating, a second grating, a radiation detector, a scanning mechanism, and a phase differential image generation unit, and includes a scanning mechanism.
  • a radiation source a multi-slit, a first grating, a second grating, a radiation detector, a scanning mechanism, and a phase differential image generation unit, and includes a scanning mechanism.
  • a scanning mechanism Is used in a radiographic apparatus that moves a multi slit to a plurality of scanning positions.
  • a plurality of pixels are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixels arranged in the period direction of the moire fringes are grouped, and based on image data obtained at a plurality of scanning positions, An intensity modulation signal is created based on the pixel value of the pixel, and a phase differential image is generated by calculating the phase shift amount of the intensity modulation signal.
  • a plurality of pixels are divided into a plurality of groups so that a predetermined number of pixels arranged in the period direction of the moire fringes are grouped, and based on image data obtained at a plurality of scanning positions, An intensity modulation signal is created based on the pixel value of the pixel. Since the phase differential image is generated by calculating the phase shift amount of the intensity modulation signal, both the suppression of the blur of the phase differential image due to the movement of the subject and the suppression of the resolution decrease in the periodic direction of the moire fringes Can be achieved.
  • an X-ray imaging apparatus 10 includes an X-ray source 11, a grating unit 12, an X-ray image detector 13, a memory 14, an image processing unit 15, an image recording unit 16, an imaging control unit 17, a console 18, and a system.
  • a control unit 19 is provided.
  • the X-ray source 11 includes a rotary anode type X-ray tube (not shown) and a collimator (not shown) for limiting the X-ray irradiation field, and is controlled by the imaging control unit 17. Based on the above, X-rays are emitted toward the subject H.
  • the grating unit 12 includes a first grating 21, a second grating 22, and a scanning mechanism 23.
  • the first and second gratings 21 and 22 are disposed to face 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 13 is a flat panel detector using a semiconductor circuit, and is disposed close to the back of the second grating 22.
  • the detection surface 13a of the X-ray image detector 13 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 material having X-ray absorption properties such as gold (Au) and platinum (Pt).
  • the X-ray transmissive portions 21b and 22b are formed of a material having X-ray permeability such as silicon (Si) or resin or a gap.
  • the first grating 21 partially passes X-rays emitted from the X-ray source 11 to generate a first periodic pattern image (hereinafter referred to as G1 image).
  • This G1 image substantially coincides with the lattice pattern of the second lattice 22 at the position of the second lattice 22.
  • 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 first grating 21 is slightly tilted around the Z axis (in-lattice direction) with respect to the second grating 22, and moire fringes having a period corresponding to the tilt angle are generated in the G2 image. Yes.
  • the X-ray image detector 13 detects the G2 image and generates image data.
  • the memory 14 temporarily stores the image data read from the X-ray image detector 13.
  • the image processing unit 15 generates a phase differential image based on the image data stored in the memory 14, and generates a phase contrast image based on the phase differential image.
  • the image recording unit 16 records a phase differential image and a phase contrast image.
  • the scanning mechanism 23 translates the second grating 22 in the X direction to change the relative position of the second grating 22 with respect to the first grating 21.
  • 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 17.
  • the memory 14 stores image data generated by the X-ray image detector 13 before and after the relative position of the second grating 22 with respect to the first grating 21 is changed.
  • the console 18 includes an operation unit 18a and a monitor 18b.
  • the operation unit 18a is configured by a keyboard, a mouse, and the like, and sets imaging conditions such as tube voltage, tube current, and irradiation time of the X-ray source 11, selection of an imaging mode (main imaging or pre-imaging), imaging execution instruction, and the like.
  • the operation input can be performed.
  • the main imaging is an imaging mode performed with the subject H placed between the X-ray source 11 and the first grating 21.
  • Pre-imaging is an imaging mode performed without placing the subject H between the X-ray source 11 and the first grating 21.
  • a background component caused by a manufacturing error or an arrangement error of the first and second gratings 21 and 22 is acquired as a corrected image.
  • This corrected image is also a reference image for calculating the X-ray phase change caused by the subject H in the main imaging.
  • the monitor 18b displays photographing information such as photographing conditions, and a phase differential image and a phase contrast image recorded in the image recording unit 16.
  • the system control unit 19 comprehensively controls each unit according to a signal input from the operation unit 18a.
  • the X-ray image detector 13 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).
  • a-Se amorphous selenium
  • TFT Thin Film Transistor
  • 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 14.
  • the X-ray image detector 13 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 13 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. If the distance L 2 between the grid 21 and second grid 22 is set to equation (1) so as to satisfy substantially.
  • the coordinates in the X, Y, and Z directions are x, y, and z.
  • the G1 image is modulated by the phase change in the X-ray caused by the subject H.
  • the modulation amount reflects the X-ray refraction angle ⁇ (x) of the subject H.
  • FIG. 3 illustrates an X-ray path emitted from the X-ray focal point 11a.
  • 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 13.
  • 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) representing the amount of X-ray phase change by the subject H.
  • This phase shift distribution ⁇ (x) is expressed by Equation (2), where ⁇ is the wavelength of the X-ray and n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H.
  • the y-coordinate is omitted for simplification of description.
  • This phase shift distribution ⁇ (x) is in the relationship of the refraction angle ⁇ (x) of X-rays and the equation (3).
  • the amount of displacement ⁇ x in the X direction at the position of the second grating 22 between the X-ray traveling along the path X1 and the X-ray traveling along the path X2 is based on the fact that the refraction angle ⁇ (x) of the X-ray is very small. Approximately expressed by equation (4).
  • the displacement amount ⁇ x is proportional to the differential value of the phase shift distribution ⁇ (x).
  • the displacement amount ⁇ x is related to the phase shift amount ⁇ (x) of the intensity modulation signal, which will be described later, as shown in the equation (5).
  • the phase shift amount ⁇ (x) is a phase shift amount of the intensity modulation signal when the subject H is arranged (main imaging) and when the subject H is not arranged (pre-imaging).
  • a phase differential image can be obtained by obtaining the phase shift amount ⁇ (x) of the intensity modulation signal.
  • an image based on a value obtained by multiplying or adding a constant to the phase shift amount ⁇ (x) may be a phase differential image.
  • the first grating 21 is inclined with respect to the second grating 22 by an angle ⁇ around the Z axis so that the G1 image is slightly inclined with respect to the second grating 22 around the Z axis. Arranged.
  • moire fringes M are generated in the G2 image.
  • This moire fringe M has a period T (hereinafter referred to as a moire period T) represented by the formula (6) in the Y direction.
  • the size of the pixel 30 of the X-ray image detector 20 in the X direction is Dx (hereinafter referred to as main pixel size Dx), and the size in the Y direction is Dy (hereinafter referred to as 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 arrangement pitch of the pixels 30 in the Y direction is a value obtained by dividing the moire period T into two, and the sub-pixel size Dy is half of the moire period T.
  • the main pixel size Dx is substantially equal to the moire cycle T.
  • the two pixels 30 arranged in the Y direction included in one moire period T are classified into a first pixel 30a and a second pixel 30b, and this set of first and first pixels
  • Two pixels 30a and 30b are defined as one group Gr.
  • the first and second pixels 30a and 30b in one group Gr divide one moire period T into two. For this reason, the first pixel value I 1 obtained by the first pixel 30 a and the second pixel value I 2 obtained by the second pixel 30 b have an intensity modulation signal having a period equal to one moire period T. This corresponds to two points whose phase is different by ⁇ .
  • the scanning mechanism 23 moves the second grating 22 with respect to the first grating 21 from the first scanning position to the second scanning position.
  • the first scanning position is an initial position.
  • Second scanning position from a first scan position, 1/4 times the distance of the grating pitch p 2 in the X direction (p 2/4) is a position spaced.
  • the G2 image is detected by the X-ray image detector 20 at each of the first and second scanning positions.
  • the first pixel value I 1 obtained at the first scanning position and the first pixel value I 1 ′ obtained at the second scanning position are two points whose phases are different by ⁇ / 2 in the intensity modulation signal. It corresponds to.
  • the second pixel value I 2 obtained at the first scanning position and the second pixel value I 2 ′ obtained at the second scanning position have a phase of ⁇ / 2 in the intensity modulation signal. It corresponds to two different points. Therefore, the first and second pixel values I 1 and I 2 obtained at the first scanning position, and the first and second pixel values I 1 ′ and I 2 ′ obtained at the second scanning position.
  • an intensity modulation signal for one period is created.
  • the image processing unit 15 includes a phase differential image generation unit 40, a correction image storage unit 41, a correction processing unit 42, and a phase contrast image generation unit 43.
  • the phase differential image generation unit 40 reads out each image data stored in the memory 14 at the time of main shooting or pre-shooting, and generates a phase differential image by a method described later.
  • the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 during pre-photographing is stored in the correction image storage unit 41 as a correction image.
  • the correction processing unit 42 subtracts the correction image stored in the correction image storage unit 41 for each corresponding pixel from the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 40 at the time of main photographing, thereby obtaining the phase differential image. to correct.
  • the phase contrast image generation unit 43 generates a phase contrast image by integrating the phase differential image corrected by the correction processing unit 42 along the X direction.
  • the phase differential image generation unit 40 generates a phase differential image by calculating the phase shift amount ⁇ (x) of the intensity modulation signal shown in FIG. 6 for each group Gr described above.
  • This phase shift amount ⁇ (x) can be calculated by a method similar to the normal fringe scanning method.
  • the phase distribution calculation method in the phase modulation interferometry (fringe scan interferometry) shown in “Applied optics, introduction to optical measurement, Toyohiko Yadakai, Maruzen Co., Ltd., pages 136 to 138” can be applied.
  • the intensity modulation signal corresponds to a case where the phase is changed in four steps at equal intervals between 0 and 2 ⁇ . Therefore, the phase shift amount ⁇ (x) is calculated using Expression (7).
  • X-ray imaging apparatus 10 configured as described above will be described.
  • a pre-imaging instruction is input from the operation unit 18a without placing the subject H
  • X-rays are emitted from the X-ray source 11 while the second grating 22 is set at the first scanning position.
  • the G2 image is detected by the X-ray image detector 20.
  • image data is output from the X-ray image detector 20 and stored in the memory 14.
  • the second grating 22 is set at the second scanning position by the scanning mechanism 23. Similarly, X-rays are emitted from the X-ray source 11 and a G2 image is detected by the X-ray image detector 20. When the G2 image is detected, the image data output from the X-ray image detector 20 is stored in the memory 14.
  • phase differential image generation unit 40 performs a calculation based on the equation (7) to generate a phase differential image.
  • This phase differential image is stored in the corrected image storage unit 41 as a corrected image.
  • the pre-photographing operation is completed as described above.
  • the pre-imaging may be performed at least once when the X-ray imaging apparatus 10 is started up, and need not be performed every time before the main imaging.
  • the second grid 22 is moved to the second grid 22 as in the pre-imaging.
  • the X-ray source 11 emits X-rays at each position, and the X-ray image detector 20 detects the G2 image.
  • Each image data obtained at the first and second scanning positions is stored in the memory 14 and then read out to the image processing unit 15.
  • a phase differential image is generated by the phase differential image generation unit 40.
  • the phase differential image is input to the correction processing unit 42.
  • the correction processing unit 42 reads the corrected image from the corrected image storage unit 41 and subtracts the corrected image for each pixel from the input phase differential image. As a result, a phase differential image in which only the phase information of the subject H is reflected is generated.
  • the corrected phase differential image is input to the phase contrast image generation unit 43, and integration processing is performed along the X direction to generate a phase contrast image.
  • phase contrast image and the corrected phase differential image are recorded in the image recording unit 16, then input to the console 18, and displayed on the monitor 18b.
  • the number of divided pixels (the number of pixels in one group Gr) in one moire period T is as small as “2”.
  • the decrease in resolution in the Y direction is minimized.
  • the number of fringe scans is as small as “2”
  • blurring of the phase differential image due to the movement of the subject H hardly occurs. Therefore, the X-ray imaging apparatus 10 can achieve both the suppression of the blur of the phase differential image due to the movement of the subject H and the suppression of the decrease in the resolution in the periodic direction of the moire fringes.
  • the number of pixel divisions in one moire period T is “2” and the number of scans in fringe scanning is “2”.
  • an intensity modulation signal composed of pixel values whose phases change in N stages at equal intervals between 0 and 2 ⁇ is obtained.
  • the phase shift amount ⁇ (x) of the intensity modulation signal is calculated using equations (8) and (9).
  • I k is a pixel value in the phase ⁇ k .
  • the moire period T it is not always necessary to set the moire period T to be equally divided and the moving pitch of the second grating 22 to satisfy d / N.
  • Equation (9) since the phase ⁇ k does not divide between 0 and 2 ⁇ at equal intervals, Equation (9) is not satisfied and the values of unequal intervals are taken.
  • the phase shift amount ⁇ (x) of the intensity modulation signal can be calculated using equations (10) to (14) according to the principle of the least square method.
  • the scanning mechanism 23 moves the second grating 22, but the first grating 21 may be moved instead of the second grating 22.
  • the movement may be controlled so that the relative movement amount of the second grating 22 with respect to the G1 image accompanying the movement of the first grating 21 satisfies the above relationship. For example, the relative movement pitch in the X direction of the second grating 22 for the G1 image and p 2/4, if the movement pitch in the X direction of the first grating 21 and the p 1/4 Good.
  • lattice 22 is made into a Y direction
  • lattice 21 is made to incline by angle (theta) 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
  • 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 main pixel size Dx is substantially equal to the moire cycle T.
  • the relationship between the main pixel size Dx and the moire cycle T is not limited to this, and the main pixel size Dx is equal to the moire cycle T. And may be different.
  • the subject H is disposed between the X-ray source 11 and the first grating 21, but the subject H is disposed between the first grating 21 and the second grating 22. You may arrange.
  • the scanning mechanism 23 moves the second grating 22 in a direction (X direction) perpendicular to the grating lines.
  • the second grating 22 is moved. May be moved in a direction inclined with respect to the lattice line (a direction not orthogonal to the X direction and the Y direction in the XY plane). This moving direction may be any direction as long as it is within the XY plane and other than the Y direction.
  • the scanning position may be set based on the X-direction component of the movement of the second grating 22.
  • the X-ray source 11 that emits cone-beam X-rays is used.
  • an X-ray source that emits parallel-beam X-rays may be used.
  • a multi slit (ray source grating) 50 may be provided immediately after the emission side of the source 11 (between the X-ray source 11 and the first grating 21).
  • This multi slit 50 is known from WO2006 / 131235 and the like, and disperses the X focus. As a result, it becomes possible to use a high-power X-ray source and the X-ray dose is improved, so that the image quality of the phase differential image is improved.
  • the lattice lines (lattice grooves) of the multi-slit 50 extend in the Y direction and are parallel to at least one of the first and second lattices 21 and 22.
  • the lattice pitch p 0 in the X direction of the multi slit 50 needs to satisfy Expression (15).
  • the distance L 0 is a distance in the Z direction from the multi slit 50 to the first grating 21.
  • the position of the multi slit 50 becomes the position of the X-ray focal point, and therefore the distance L 1 in the above embodiment is replaced with the distance L 0 .
  • the scanning mechanism 23 may move the multi-slit 50 instead of the first and second gratings 21.
  • the movement may be controlled so that the relative movement amount of the second grating 22 with respect to the G1 image accompanying the movement of the multi-slit 50 satisfies the above-described relationship.
  • the relative movement pitch in the X direction of the second grating 22 for the G1 image and p 2/4 is a movement pitch in the X direction of the multi-slit 50 may be a p 0/4.
  • lattice 21 is comprised so that incident X-ray may be projected geometrically optically, as known in WO2004 / 058070 etc.
  • lattice 21 is comprised. May be configured to generate the Talbot effect.
  • a small-focus X-ray light source or a multi-slit 50 may be used so as to enhance the spatial coherence of X-rays.
  • the first grating 21 may be a phase grating instead of the absorption grating.
  • the phase type grating is configured by replacing the X-ray absorption part of the absorption type grating with an X-ray phase forming part.
  • the X-ray phase forming part is formed of a material (air, resin, etc.) having a predetermined refractive index difference with respect to the adjacent X-ray transmitting part.
  • the phase-type grating there are known a phase grating that transmits incident X-rays with a phase modulation of ⁇ / 2 and a grating that transmits incident X-rays with a phase modulation of ⁇ / 2.
  • the self-image of the first grating 21 occurs at a position distant in the Z direction by the Talbot distance Z m from the first grating 21. Therefore, it is necessary to distance L 2 from the first grid 21 to the second grid 22 and Talbot distance Z m.
  • Talbot distance Z m is dependent on the beam shape of the structure and the X-ray of the first grating 21.
  • the first grating 21 is absorption grating, if X-rays emitted from the X-ray source 11 is a cone beam shape, Talbot distance Z m is represented by the formula (16).
  • “m” is a positive integer.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the expression (1) (however, when the multi slit 50 is used, the distance L 1 is replaced with the distance L 0 ).
  • the Talbot distance Z m is And represented by equation (17).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy the expression (1) (however, when the multi slit 50 is used, the distance L 1 is replaced with the distance L 0 ).
  • the Talbot distance Z m is expressed by the equation It is represented by (18).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy Expression (19) ( However, in the case of using the multi-slit 50, the distance L 1 is replaced by a distance L 0).
  • the Talbot distance Z m is expressed by Expression (20).
  • “m” is a positive integer.
  • the Talbot distance Z m is And represented by formula (21).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the Talbot distance Z m 22
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the present invention can be applied to an industrial radiography apparatus and the like in addition to a radiography apparatus for medical diagnosis.
  • a radiography apparatus for medical diagnosis In addition to X-rays, gamma rays or the like can be used as radiation.

Abstract

　被検体の動きによる位相微分画像のボケの抑制と、モアレ縞の周期方向への解像度の低下の抑制との両方を達成する。　第１の格子（２１）は、Ｘ線源（１１）からのＸ線を通過させてＧ１像を生成する。第２の格子（２２）は、第１の格子（２１）に対して格子面内方向に相対的に傾斜しており、Ｇ１像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有するＧ２像を生成する。Ｘ線画像検出器（１３）は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。走査機構（２３）は、第２の格子（２２）を、その格子線に直交する方向に位置が異なる第１及び第２の走査位置に移動させる。位相微分画像生成部（４０）は、モアレ縞の周期方向に並ぶ２画素を１グループとするように複数の画素を複数のグループに分け、各走査位置で得られる画像データに基づき、各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成する。この強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像が生成される。

Description

放射線撮影装置及び画像処理方法
　本発明は、放射線の位相変化に基づく画像を検出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、被検体のＸ線画像を撮影する。この場合、Ｘ線源から放射されたＸ線は、被検体を透過する際に吸収され、それにより強度が減衰した状態で、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被検体によるＸ線の強度変化を表す画像がＸ線画像検出器により検出される。
　Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線の強度変化が小さく、画像に十分なコントラストが得られないという問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも成分の殆どが水であり、両者のＸ線吸収能の差が小さいため、コントラストが得られにくい。
　このような問題を背景に、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体によるＸ線の位相変化に基づいた画像を得るＸ線位相イメージングの研究が近年盛んに行われている。Ｘ線位相イメージングは、被検体に入射したＸ線の位相変化が強度変化より大きいことに着目し、Ｘ線の位相変化を画像化する方法であり、Ｘ線吸収能が低い被検体に対しても高コントラストの画像を得ることができる。
　このようなＸ線位相イメージングを可能とするために、Ｘ線源とＸ線画像検出器との間に、第１及び第２の格子を所定の間隔で平行に配置したＸ線撮影装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。
　このＸ線撮影装置では、Ｘ線源が第１の格子を通過することにより第１の周期パターン像が生成され、第２の格子が第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の周期パターン像が生成される。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。被検体は、例えば、Ｘ線源と第１の格子との間に配置され、被検体でＸ線に位相変化が生じ、第１の周期パターン像を変調させる。この変調量を第２の周期パターン像を通して検出することにより、Ｘ線の位相変化を画像化することができる。
　この方法は、縞走査法と呼ばれている。この縞走査法では、第１の格子に対して第２の格子を、第１の格子の面に平行でかつ第１の格子の格子線方向に垂直な方向に間欠的に移動させ、その各停止中に撮影を行うことにより画像データを生成する。得られた複数の画像データに基づき、第２の格子の移動に伴う強度変化を表す強度変調信号を画素ごとに生成する。画素ごとに、強度変調信号の位相ズレ量（被検体が存在しない場合からの位相のズレ量）を算出し、この位相ズレ量を画像化することにより、上記変調量を表す画像が得られる。この画像は、被検体によるＸ線の位相変化（位相シフト）の微分量を表しているため、位相微分画像と呼ばれている。
　この縞走査法では、１枚の位相微分画像を生成するために複数回（例えば、５回）の撮影を行う必要があるため、この複数回の撮影中に被検体に動きが生じやすく、位相微分画像にボケが生じやすいという問題がある。また、縞走査法では、複数回の撮影を行うことにより、被検体の被曝量が大きいことも問題である。特許文献１には、第１及び第２の格子を固定したまま一度の撮影で得られる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が記載されているが、その具体的な方法は述べられていない。
　本出願人は、特願２０１０－２６５２４１号（これに基づくＰＣＴ出願が、現在、ＷＯ２０１２／０５６７２４号として公開されている）において、第１及び第２の格子を固定したまま一度の撮影で得られる単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成する具体的な方法を提案している。この方法では、まず、第１の格子に対して第２の格子を格子面内方向に相対的に僅かに傾斜させて、第２の周期パターン像にモアレ縞を発生させたうえで、Ｘ線画像検出器により第２の周期パターン像を検出し、単一の画像データを生成する。この画像データを、モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数（例えば、１モアレ周期分）の画素値を１グループとするようにグループ分けし、各グループの画素値で強度変調信号を作成する。これにより、縞走査法と同様な手順で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ことができる。
特開２００８－２００３６１号公報
　しかしながら、特願２０１０－２６５２４１号に記載の方法では、単一の画像データから位相微分画像を生成するため、被検体の動きによる位相微分画像のボケを抑制することができるが、モアレ縞の周期方向に画像データを分割するため、位相微分画像は、該周期方向の解像度が低下するという問題がある。
　本発明は、被検体の動きによる位相微分画像のボケの抑制と、モアレ縞の周期方向への解像度の低下の抑制との両方を達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、放射線源と、第１の格子と、第２の格子と、放射線検出器と、走査機構と、位相微分画像生成部とを備える。放射線源は、放射線を射出する。第１の格子は、放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する。第２の格子は、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する。放射線検出器は、複数の画素が２次元配列され、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。走査機構は、第１の格子または第２の格子を複数の走査位置に移動させる。位相微分画像生成部は、モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素を１グループとするように複数の画素を複数のグループに分け、複数の走査位置で得られる画像データに基づき、各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成し、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。
　周期方向に並ぶ画素の配列ピッチは、モアレ縞の１周期をα（αは２以上の整数）等分した値が好ましい。位相微分画像生成部は、モアレ縞の１周期内のα個の画素を１グループとする。
　走査位置の数をβ（βは２以上の整数）、モアレ縞の周期方向に直交する方向への第２の格子の格子ピッチをｐ２とする。走査機構による第１の格子または第２の格子の移動ピッチは、第１の周期パターン像に対して第２の格子を相対的にｐ２／（α×β）だけ移動させる値である。この場合、α＝２、β＝２であることが好ましい。
　補正画像記憶部と、補正処理部とを備えることが好ましい。補正画像記憶部は、放射線源と放射線検出器との間に被検体を配置せずに行われるプレ撮影において、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。補正処理部は、放射線源と放射線検出器との間に被検体を配置して行われる本撮影において、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。
　第１の格子は、入射した放射線を幾何光学的に投影することにより第１の周期パターン像を生成する吸収型格子が好ましい。第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせて第１の周期パターン像を生成するものであってもよい。
　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備えることが好ましい。
　また、本発明の放射線撮影装置は、放射線源と、マルチスリットと、第１の格子と、第２の格子と、放射線検出器と、走査機構と、位相微分画像生成部とを備える。放射線源は、放射線を射出する。マルチスリットは、放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化する。第１の格子は、マルチスリットを通過し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２の格子は、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する。放射線検出器は、複数の画素が２次元配列され、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。走査機構は、マルチスリットを複数の走査位置に移動させる。位相微分画像生成部は、モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素を１グループとするように複数の画素を複数のグループに分け、複数の走査位置で得られる画像データに基づき、各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成し、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。
　また、本発明の画像処理方法は、放射線源と、第１の格子と、第２の格子と、放射線検出器と、走査機構と、位相微分画像生成部とを備え、走査機構が第１の格子または第２の格子を複数の走査位置に移動させる放射線撮影装置に用いられる。この画像処理方法では、モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素を１グループとするように複数の画素を複数のグループに分け、複数の走査位置で得られる画像データに基づき、各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成し、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。
　また、本発明の画像処理方法は、放射線源と、マルチスリットと、第１の格子と、第２の格子と、放射線検出器と、走査機構と、位相微分画像生成部とを備え、走査機構がマルチスリットを複数の走査位置に移動させる放射線撮影装置に用いられる。この画像処理方法では、モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素を１グループとするように複数の画素を複数のグループに分け、複数の走査位置で得られる画像データに基づき、各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成し、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。
　本発明によれば、モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素を１グループとするように複数の画素を複数のグループに分け、複数の走査位置で得られる画像データに基づき、各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成している。この強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより位相微分画像を生成するので、被検体の動きによる位相微分画像のボケの抑制と、モアレ縞の周期方向への解像度の低下の抑制との両方を達成することができる。
Ｘ線撮影装置のブロック図である。 Ｘ線画像検出器の模式図である。 第１及び第２の格子の構成を説明する説明図である。 画素とモアレ周期との関係を説明する説明図である。 第１及び第２の画素の分類について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。 画像処理部のブロック図である。 マルチスリットを有するＸ線撮影装置の構成を説明する説明図である。
　図１において、Ｘ線撮影装置１０は、Ｘ線源１１、格子部１２、Ｘ線画像検出器１３、メモリ１４、画像処理部１５、画像記録部１６、撮影制御部１７、コンソール１８、及びシステム制御部１９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、撮影制御部１７の制御に基づき、被検体Ｈに向けてＸ線を放射する。
　格子部１２は、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、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１３は、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２の格子２２の背後に近接して配置されている。Ｘ線画像検出器１３の検出面１３ａ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線吸収性を有する材料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線透過性を有する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から射出された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。このＧ１像は、第２の格子２２の位置において、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。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。第２の格子２２に対して第１の格子２１がＺ軸周り（格子面内方向）に僅かに傾斜しており、Ｇ２像には、その傾斜角に応じた周期を有するモアレ縞が生じている。
　Ｘ線画像検出器１３は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。メモリ１４は、Ｘ線画像検出器１３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１５は、メモリ１４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１６は、位相微分画像と位相コントラスト画像とを記録する。
　走査機構２３は、第２の格子２２をＸ方向に並進移動させ、第１の格子２１に対する第２の格子２２の相対位置を変更する。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により構成され、撮影制御部１７の制御に基づいて駆動される。メモリ１４には、第１の格子２１に対する第２の格子２２の相対位置の変更前後でＸ線画像検出器１３により生成される各画像データが記憶される。
　コンソール１８は、操作部１８ａ及びモニタ１８ｂを備えている。操作部１８ａは、キーボードやマウス等により構成され、Ｘ線源１１の管電圧、管電流、照射時間等の撮影条件の設定や、撮影モード（本撮影またはプレ撮影）の選択、撮影実行指示等の操作入力を可能とする。本撮影とは、Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置した状態で行う撮影モードである。プレ撮影とは、Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置せずに行う撮影モードである。
　このプレ撮影では、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生じるバックグランド成分が補正画像と取得される。この補正画像は、本撮影で被検体Ｈにより生じたＸ線の位相変化を算出するための基準画像でもある。
　モニタ１８ｂは、撮影条件等の撮影情報や、画像記録部１６に記録された位相微分画像及び位相コントラスト画像の表示を行う。システム制御部１９は、操作部１８ａ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１３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１４に入力する。
　Ｘ線画像検出器１３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１３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、式（１）をほぼ満たすように設定されている。以下、Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の座標を、ｘ，ｙ，ｚとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　Ｇ１像は、被検体ＨによりＸ線に位相変化が生じることで変調される。この変調量には、被検体ＨによるＸ線の屈折角φ（ｘ）が反映される。図３には、Ｘ線焦点１１ａから放射されたＸ線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１３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。
　Ｘ線は、被検体ＨによるＸ線の位相変化量を表す位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折する。この位相シフト分布Φ（ｘ）は、Ｘ線の波長をλ、被検体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）として、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
　この位相シフト分布Φ（ｘ）は、Ｘ線の屈折角φ（ｘ）と、式（３）の関係にある。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　経路Ｘ１を進むＸ線と経路Ｘ２を進むＸ線との第２の格子２２の位置におけるＸ方向への変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φ（ｘ）が微小であることに基づいて、近似的に式（４）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　このように、変位量Δｘは、位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に比例する。そして、変位量Δｘは、後述する強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）と、式（５）に示すように関連している。位相ズレ量ψ（ｘ）は、被検体Ｈを配置した場合（本撮影）と被検体Ｈを配置しない場合（プレ撮影）とでの強度変調信号の位相のズレ量である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　式（３）～（５）から、強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）を求めることにより、位相微分画像が得られることが分かる。なお、この位相ズレ量ψ（ｘ）に定数を乗じたり加算したりした値に基づく画像を位相微分画像としてもよい。
　図４において、Ｇ１像が第２の格子２２に対してＺ軸周りに僅かに傾斜するように、第１の格子２１は、第２の格子２２に対してＺ軸周りに角度θだけ傾斜して配置される。これにより、Ｇ２像には、モアレ縞Ｍが生じる。このモアレ縞Ｍは、Ｙ方向に式（６）で表される周期Ｔ（以下、モアレ周期Ｔという）を有する
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　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。本実施形態では、画素３０のＹ方向への配列ピッチは、モアレ周期Ｔを２分割した値であり、副画素サイズＤｙは、モアレ周期Ｔの半分である。また、主画素サイズＤｘは、モアレ周期Ｔとほぼ等しい。
　図５に示すように、１モアレ周期Ｔに含まれるＹ方向に配列された２つの画素３０を、第１の画素３０ａと第２の画素３０ｂとに分類し、この１組の第１及び第２の画素３０ａ，３０ｂを１グループＧｒとする。１グループＧｒ内の第１及び第２の画素３０ａ，３０ｂは、１モアレ周期Ｔを２分割している。このため、第１の画素３０ａにより得られる第１の画素値Ｉ１と、第２の画素３０ｂにより得られる第２の画素値Ｉ２とは、１モアレ周期Ｔに等しい周期を有する強度変調信号中の位相がπだけ異なる２点に相当する。
　走査機構２３は、第１の格子２１に対して第２の格子２２を、第１の走査位置から第２の走査位置に移動させる。第１の走査位置は初期位置である。第２の走査位置は、第１の走査位置から、Ｘ方向に格子ピッチｐ２の１／４倍の距離（ｐ２／４）だけ離れた位置である。
　本撮影及びプレ撮影では、第１及び第２の走査位置のそれぞれでＸ線画像検出器２０によりＧ２像の検出が行われる。第１の走査位置で得られる第１の画素値Ｉ１と、第２の走査位置で得られる第１の画素値Ｉ１’とは、強度変調信号中で位相がπ／２だけ異なる２点に相当する。同様に、第１の走査位置で得られる第２の画素値Ｉ２と、第２の走査位置で得られる第２の画素値Ｉ２’とは、強度変調信号中で位相がπ／２だけ異なる２点に相当する。したがって、第１の走査位置で得られた第１及び第２の画素値Ｉ１，Ｉ２と、第２の走査位置で得られた第１及び第２の画素値Ｉ１’，Ｉ２’とにより、図６に示すように、１周期分の強度変調信号が作成される。
　図７において、画像処理部１５は、位相微分画像生成部４０、補正画像記憶部４１、補正処理部４２、及び位相コントラスト画像生成部４３を備えている。位相微分画像生成部４０は、本撮影またはプレ撮影時にメモリ１４に記憶された各画像データをそれぞれ読み出し、後述する方法によって位相微分画像を生成する。プレ撮影時に位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像は、補正画像として補正画像記憶部４１に記憶される。
　補正処理部４２は、本撮影時に位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像から、補正画像記憶部４１に記憶された補正画像を対応する画素ごとに減算することにより、位相微分画像を補正する。位相コントラスト画像生成部４３は、補正処理部４２により補正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。
　位相微分画像生成部４０は、前述の各グループＧｒについて、図６に示す強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）を算出することにより位相微分画像を生成する。この位相ズレ量ψ（ｘ）は、通常の縞走査法と同様な方法により算出可能である。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」に示された位相変調干渉法（フリンジスキャン干渉法）における位相分布の算出法を適用することができる。
　本実施形態では、強度変調信号は、位相を０から２πの間で等間隔に４段階変化させた場合に相当するため、位相ズレ量ψ（ｘ）は、式（７）を用いて算出される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　次に、以上のように構成されたＸ線撮影装置１０の作用を説明する。まず、被検体Ｈを配置せずに、操作部１８ａからプレ撮影指示が入力されると、第２の格子２２が第１の走査位置にセットされた状態で、Ｘ線源１１からＸ線が放射され、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像が検出される。Ｇ２像が検出されると、Ｘ線画像検出器２０から画像データが出力され、メモリ１４に記憶される。
　次いで、走査機構２３により、第２の格子２２が第２の走査位置にセットされる。同様に、Ｘ線源１１からＸ線が放射され、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像が検出される。Ｇ２像が検出されると、Ｘ線画像検出器２０から出力された画像データがメモリ１４に記憶される。
　第１及び第２の走査位置で生成されメモリ１４に記憶された各画像データは、画像処理部１５に読み出される。画像処理部１５内では、位相微分画像生成部４０により式（７）に基づく演算が行われ、位相微分画像が生成される。この位相微分画像は、補正画像として補正画像記憶部４１に記憶される。プレ撮影は、以上で動作が終了する。なお、プレ撮影は、Ｘ線撮影装置１０の立ち上げ時等に少なくとも一度行われればよく、本撮影の前に毎回行われる必要はない。
　次に、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置して、操作部１８ａから本撮影指示を入力すると、プレ撮影時と同様に、第２の格子２２が第１の走査位置と第２の走査位置とにそれぞれセットされ、各位置でＸ線源１１からＸ線が放射され、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像が検出される。メモリ１４には第１及び第２の走査位置で得られた各画像データが記憶され、その後画像処理部１５に読み出される。画像処理部１５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る。
　この位相微分画像は、補正処理部４２に入力される。補正処理部４２は、補正画像記憶部４１から補正画像を読み出し、入力された位相微分画像から補正画像を画素ごとに減算する。これにより、被検体Ｈの位相情報のみが反映された位相微分画像が生成される。この補正済みの位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部４３に入力され、Ｘ方向に沿って積分処理がなされることにより、位相コントラスト画像が生成される。
　この位相コントラスト画像及び補正済みの位相微分画像は、画像記録部１６に記録された後、コンソール１８に入力され、モニタ１８ｂに表示される。
　以上の通り、本実施形態では、図４及び図５に示すように１モアレ周期Ｔの画素分割数（１グループＧｒ内の画素の数）が「２」と少ないため、モアレ縞の周期方向（Ｙ方向）への解像度の低下は最低限に抑えられる。また、縞走査の走査数が「２」と少ないため、被検体Ｈの動きによる位相微分画像のボケは発生しにくい。したがって、Ｘ線撮影装置１０は、被検体Ｈの動きによる位相微分画像のボケの抑制と、モアレ縞の周期方向への解像度の低下の抑制との両方を達成することができる。
　なお、上記実施形態では、１モアレ周期Ｔの画素分割数を「２」、縞走査の走査数を「２」としているが、それぞれ２以上の整数であればよい。一般に、１モアレ周期Ｔの画素分割数を「α」、縞走査の走査数を「β」とした場合には、縞走査時の第２の格子２２の移動ピッチをｐ２／Ｎ（ここで、Ｎ＝α×β）とし、第２の格子２２を第１の走査位置から第βの走査位置まで段階的に移動させればよい。
　これにより、位相が０から２πの間で等間隔にＮ段階に変化した画素値で構成される強度変調信号が得られる。この場合、強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）は、式（８）、（９）を用いて算出される。ここで、Ｉｋは、位相δｋにおける画素値である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　さらに、必ずしも、１モアレ周期Ｔを等分割し、かつ第２の格子２２の移動ピッチをｄ／Ｎを満たすように設定する必要はない。この場合には、位相δｋは、０から２πの間を等間隔に分割しないため、式（９）を満たさず、非等間隔の値を取る。この場合には、強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）は、最小二乗法の原理に従い、式（１０）～（１４）を用いて算出することが可能である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　以上の通り、位相微分画像の生成には、従来の縞走査法の場合にはＮ（＝α×β）回の走査が必要であるのに対して、本発明によればβ回の走査で済むため、曝射回数が抑えられ、被検体Ｈの被曝が軽減される。また、これにより撮影時間が短くなるため、被検体Ｈが動く恐れも軽減される。
　一方、走査を行わずに単一の画像データから位相微分画像を生成する特願２０１０－２６５２４１号に記載の方法の場合には、モアレ縞の周期方向の解像度が１／Ｎ倍に低下してしまうが、本発明によれば、該方向への解像度の低下は１／α倍で済む。したがって、本発明によれば、走査回数の低減と解像度の向上との両立を図ることができる。特に、α＝２、β＝２の場合には、２回の走査で４つの値からなる強度変調信号が得られ、最小限の走査回数と最小限の解像度の低下により位相微分画像及び位相コントラスト画像を生成することができる。
　また、上記実施形態では、走査機構２３は、第２の格子２２を移動させているが、第２の格子２２に代えて、第１の格子２１を移動させてもよい。第１の格子２１を移動させる場合には、第１の格子２１の移動に伴うＧ１像に対する第２の格子２２の相対的な移動量が前述の関係を満たすように移動制御すればよい。例えば、Ｇ１像に対する第２の格子２２のＸ方向への相対的な移動ピッチをｐ２／４とするには、第１の格子２１のＸ方向への移動ピッチをｐ１／４とすればよい。
　また、上記実施形態では、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向をＹ方向とし、これに対して第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向を角度θだけ傾斜させているが、逆に、第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向をＹ方向とし、これに対して第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向を角度θだけ傾斜させてもよい。さらには、Ｙ方向に対して、第１の格子２１のＸ線吸収部２１ａの延伸方向と、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａの延伸方向とを逆方向に傾斜させ、両者が角度θをなすようにしてもよい。
　また、上記実施形態では、主画素サイズＤｘをモアレ周期Ｔとほぼ等しくしているが、主画素サイズＤｘとモアレ周期Ｔとの関係はこれに限定されず、主画素サイズＤｘは、モアレ周期Ｔと異なってもよい。
　また、上記実施形態では、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、上記実施形態では、走査機構２３は、第２の格子２２を格子線に直交する方向（Ｘ方向）に移動させているが、特願２０１１－０９７０９０号と同様に、第２の格子２２を格子線に対して傾斜する方向（ＸＹ平面内でＸ方向及びＹ方向に直交しない方向）に移動させてもよい。この移動方向は、ＸＹ平面内で、かつＹ方向以外であれば、いずれの方向であってもよい。この場合には、第２の格子２２の移動のＸ方向成分に基づいて、走査位置を設定すればよい。第２の格子２２を格子線に対して傾斜する方向に並進移動させることにより、走査機構２３による各位置への移動に要するストローク（移動距離）が長くなるため、移動精度が向上する。
　また、上記第実施形態では、コーンビーム状のＸ線を射出するＸ線源１１を用いているが、平行ビーム状のＸ線を射出するＸ線源を用いることも可能である。この場合には、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。
　また、上記実施形態では、Ｘ線源１１から射出されたＸ線を第１の格子２１に入射させており、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、図８に示すように、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、マルチスリット（線源格子）５０を設けてもよい。このマルチスリット５０は、ＷＯ２００６／１３１２３５号公報等で知られており、Ｘ焦点を分散化する。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。マルチスリット５０の格子線（格子溝）は、Ｙ方向に延伸しており、第１及び第２の格子２１，２２の少なくとも一方の格子線と平行である。この場合、マルチスリット５０のＸ方向への格子ピッチｐ０は、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５０から第１の格子２１までのＺ方向への距離である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　このようにマルチスリット５０を設けた場合には、マルチスリット５０の位置がＸ線焦点の位置となるため、上記実施形態の距離Ｌ１は、距離Ｌ０に置き換えられる。
　Ｘ線源１１と第１の格子２１の間にマルチスリット５０を設けた場合には、走査機構２３は、第１及び第２の格子２１に代えて、マルチスリット５０を移動させてもよい。マルチスリット５０を移動させる場合には、マルチスリット５０の移動に伴うＧ１像に対する第２の格子２２の相対的な移動量が前述の関係を満たすように移動制御すればよい。例えば、Ｇ１像に対する第２の格子２２のＸ方向への相対的な移動ピッチをｐ２／４とするには、マルチスリット５０のＸ方向への移動ピッチをｐ０／４とすればよい。
　また、上記実施形態では、第１の格子２１が入射Ｘ線を幾何光学的に投影するように構成しているが、ＷＯ２００４／０５８０７０号公報等で知られているように、第１の格子２１をタルボ効果が生じる構成としてもよい。第１の格子２１でタルボ効果を生じさせるためには、Ｘ線の空間干渉性を高めるように、小焦点のＸ線光源を用いるか、マルチスリット５０を用いればよい。
　第１の格子２１でタルボ効果を生じさせる場合には、第１の格子２１を、吸収型格子に代えて、位相型格子とすることも可能である。位相型格子は、吸収型格子のＸ線吸収部をＸ線位相形成部に置換することにより構成される。Ｘ線位相形成部は、隣接するＸ線透過部に対して所定の屈折率差を有する材料（空気、樹脂など）により形成される。この位相型格子としては、入射Ｘ線にπ／２の位相変調を与えて透過させるものと、入射Ｘ線にπの位相変調を与えて透過させるものとが知られている。
　第１の格子２１でタルボ効果が生じる場合には、第１の格子２１の自己像（Ｇ１像）が、第１の格子２１からＺ方向にタルボ距離Ｚｍだけ離れた位置に生じる。このため、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とする必要がある。
　タルボ距離Ｚｍは、第１の格子２１の構成とＸ線のビーム形状とに依存する。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線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、式（１６）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、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５０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-M000016
　また、第１の格子２１がＸ線に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線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、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、格子ピッチｐ１，ｐ２は、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５０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-M000017
　また、第１の格子２１がＸ線に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線がコーンビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、式（１８）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、式（１９）をほぼ満たすように設定される（ただし、マルチスリット５０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-M000018
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
　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線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、式（２０）で表される。ここで、「ｍ」は、正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、ｐ２＝ｐ１の関係をほぼ満たすように設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
　また、第１の格子２１がＸ線に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線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、式（２１）で表される。ここで、「ｍ」は、「０」または正の整数である。この場合には、格子ピッチｐ１，ｐ２は、ｐ２＝ｐ１の関係をほぼ満たすように設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000021
　そして、第１の格子２１がＸ線に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線が平行ビーム状である場合には、タルボ距離Ｚｍは、式（２２）で表される。ここで、「ｍ」は、「０」または正の整数である。この場合には、Ｇ１像のパターン周期が第１の格子２１の格子周期の１／２倍となるため、格子ピッチｐ１，ｐ２は、ｐ２＝ｐ１／２の関係をほぼ満たすように設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
　本発明は、医療診断用の放射線撮影装置の他に、工業用の放射線撮影装置等に適用することが可能である。また、放射線は、Ｘ線以外に、ガンマ線等を用いることも可能である。
　１０　Ｘ線撮影装置
　１２　格子部
　１３　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
　５０　マルチスリット

Claims (12)

  1. 　放射線を射出する放射線源と、
    　前記放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
    　前記第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
    　複数の画素が２次元配列され、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検出器と、
    　前記第１の格子または前記第２の格子を複数の走査位置に移動させる走査機構と、
    　前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素を１グループとするように前記複数の画素を複数のグループに分け、前記複数の走査位置で得られる前記画像データに基づき、前記各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成し、前記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位相微分画像生成部と、
    　を備えることを特徴とする放射線画像撮影装置。
  2. 　前記周期方向に並ぶ画素の配列ピッチは、前記モアレ縞の１周期をα（αは２以上の整数）等分した値であり、前記位相微分画像生成部は、前記１周期内のα個の画素を前記１グループとすることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線画像撮影装置。
  3. 　前記走査位置の数をβ（βは２以上の整数）、前記周期方向に直交する方向への前記第２の格子の格子ピッチをｐ２とした場合に、前記走査機構による前記第１の格子または前記第２の格子の移動ピッチは、前記第１の周期パターン像に対して前記第２の格子を相対的にｐ２／（α×β）だけ移動させる値であることを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線画像撮影装置。
  4. 　α＝２、β＝２であることを特徴とする請求の範囲第３項に記載の放射線画像撮影装置。
  5. 　前記放射線源と前記放射線検出器との間に被検体を配置せずに行われるプレ撮影において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、
    　前記放射線源と前記放射線検出器との間に被検体を配置して行われる本撮影において前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像から、前記補正画像記憶部に記憶された補正画像を減算する補正処理部と、
    　を備えることを特徴とする請求の範囲第４項に記載の放射線画像撮影装置。
  6. 　前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を幾何光学的に投影することにより前記第１の周期パターン像を生成することを特徴とする請求の範囲第１項から第５項いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  7. 　前記放射線源から射出された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備えることを特徴とする請求の範囲第６項に記載の放射線撮影装置。
  8. 　前記第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせて前記第１の周期パターン像を生成することを特徴とする請求の範囲第１項から第５項いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  9. 　前記放射線源から射出された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備えることを特徴とする請求の範囲第８項に記載の放射線撮影装置。
  10. 　放射線を射出する放射線源と、
    　前記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と、
    　前記マルチスリットを通過し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の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
    　複数の画素が２次元配列され、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検出器と、
    　前記マルチスリットを複数の走査位置に移動させる走査機構と、
    　前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素を１グループとするように前記複数の画素を複数のグループに分け、前記複数の走査位置で得られる前記画像データに基づき、前記各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成し、前記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位相微分画像生成部と、
    　を備えることを特徴とする放射線画像撮影装置。
  11. 　放射線を射出する放射線源と、
    　前記放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
    　前記第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
    　複数の画素が２次元配列され、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検出器と、
    　前記第１の格子または前記第２の格子を複数の走査位置に移動させる走査機構と、
    　を備えた放射線画像撮影装置に用いられる画像処理方法において、
    　前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素を１グループとするように前記複数の画素を複数のグループに分け、前記複数の走査位置で得られる前記画像データに基づき、前記各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成し、前記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ことを特徴とする画像処理方法。
  12. 　放射線を射出する放射線源と、
    　前記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と、
    　前記マルチスリットから射出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の格子に対して相対的に傾斜し、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽してモアレ縞を有する第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
    　複数の画素が２次元配列され、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検出器と、
    　前記マルチスリットを複数の走査位置に移動させる走査機構と、
    　を備えた放射線画像撮影装置に用いられる画像処理方法において、
    　前記モアレ縞の周期方向に並ぶ所定数の画素を１グループとするように前記複数の画素を複数のグループに分け、前記複数の走査位置で得られる前記画像データに基づき、前記各グループ内の画素の画素値により強度変調信号を作成し、前記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ことを特徴とする画像処理方法。
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