WO2013088878A1 - 放射線撮影方法及び装置 - Google Patents

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WO2013088878A1
WO2013088878A1 PCT/JP2012/079227 JP2012079227W WO2013088878A1 WO 2013088878 A1 WO2013088878 A1 WO 2013088878A1 JP 2012079227 W JP2012079227 W JP 2012079227W WO 2013088878 A1 WO2013088878 A1 WO 2013088878A1
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WO
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grating
image
group
periodic pattern
radiation
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/079227
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English (en)
French (fr)
Inventor
温之 橋本
拓司 多田
村越　大
Original Assignee
富士フイルム株式会社
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—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
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    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • 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
    • G01N23/02—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 transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—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 transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/041—Phase-contrast imaging, e.g. using grating interferometers
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K2207/00—Particular details of imaging devices or methods using ionizing electromagnetic radiation such as X-rays or gamma rays
    • G21K2207/005—Methods and devices obtaining contrast from non-absorbing interaction of the radiation with matter, e.g. phase contrast

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging method and apparatus for detecting 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. An X-ray image is taken. In this case, 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. As a result, 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. (See, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-200361 and WO2008 / 102654).
  • 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.
  • the fringe scanning method is known as a method for detecting the modulation amount.
  • This fringe scanning method emits X-rays from an X-ray source during each stop while intermittently moving the second grating with respect to the first grating by a predetermined pitch, And X-rays that have passed through the second grating are detected by a plurality of pixels constituting the X-ray image detector.
  • the moving direction of the second grating is a direction parallel to the plane of the first grating and perpendicular to the grating direction of the first grating.
  • an intensity modulation signal representing the intensity change of the pixel value with respect to the movement of the second grating is generated, and the phase shift amount of this intensity modulation signal (the subject does not exist)
  • an image related to the modulation amount is obtained.
  • This image is an image reflecting the refractive index of the subject, and corresponds to the differential amount of the X-ray phase change (phase shift), and is called a phase differential image.
  • a phase contrast image representing the phase shift distribution is generated.
  • the applicant of the present invention slightly tilts the second grating 22 relative to the first grating in the in-lattice direction (the rotation direction around the Z axis in FIG. 1), thereby creating moire fringes.
  • a method of generating a phase differential image from a single image data by acquiring a single image data with an X-ray image detector in the generated state (currently published as WO2012 / 056724) Have been).
  • a predetermined number of pixels arranged in a direction intersecting with moire fringes are grouped into one group, and while changing this group, an intensity modulation signal is formed by pixel values of pixels included in each group, and the phase of the intensity modulation signal
  • a phase differential image is generated by calculating the amount of deviation.
  • a linear defect in which abnormal pixel values are linearly generated may occur in image data obtained by an X-ray image detector.
  • the group for forming the intensity modulation signal extends in one direction, the group is formed when the direction of the linear defect coincides with the extending direction of the group. All the pixel values to be changed become abnormal pixel values, and a normal intensity modulation signal cannot be obtained. As a result, a linear defect corresponding to the linear defect of the image data is generated in the phase differential image.
  • phase contrast image obtained by performing integration processing on the phase differential image has a defect on all of the pixels including part of the linear defect in the integration region. Because of the influence, the image quality is degraded over a wide range.
  • An object of the present invention is to provide a radiation imaging method and apparatus capable of reducing image quality deterioration of a phase differential image due to a linear defect generated in image data.
  • a radiation imaging apparatus of the present invention includes a radiation source, a first grating, a second grating, a radiation image detector, a group setting unit, and a phase differential image generation unit.
  • the radiation source emits radiation.
  • lattice passes a radiation and produces
  • the second grating generates a second periodic pattern image in which moire fringes are generated by partially shielding the first periodic pattern image.
  • the radiation image detector detects the second periodic pattern image by a plurality of pixels arranged two-dimensionally along the row direction and the column direction orthogonal thereto, and generates image data.
  • the group setting unit sets a predetermined number of pixels arranged in the first direction with few linear defects in the row direction and the column direction as one group, and groups the groups in order while shifting the predetermined pixels in the first direction. To do.
  • the phase differential image generation unit generates a phase differential image by calculating the phase of the intensity modulation signal constituted by the pixel values included in each group.
  • the moire fringes are generated by arranging the second grating so as to be inclined relative to the first grating in the in-lattice direction, and the gratings of the first and second gratings. It is preferable that it is substantially orthogonal to the direction.
  • the moire fringes are generated by adjusting the positional relationship in the opposing direction of the first and second gratings or the grating pitch of the first and second gratings. It may be substantially parallel to the lattice direction of the lattice.
  • the first direction is substantially orthogonal to the moire fringes.
  • the moire fringes are arranged such that the second grating is inclined relative to the first grating in the grating in-plane direction, and the positional relationship in the opposing direction of the first and second gratings, or These are generated by adjusting the grating pitch of the first and second gratings, and may not be orthogonal to the grating directions of the first and second gratings and may not be parallel to each other.
  • a pixel defect information storage unit that stores map information of pixel defects of the radiation image detector, and an abnormal pixel value removal unit that removes abnormal pixel values from the pixel values in each group based on the map information. It is preferable.
  • the phase differential image generation unit calculates the phase shift amount of the intensity modulation signal based on normal pixel values other than abnormal pixel values included in each group, and generates a phase differential image.
  • a normal pixel value counter that counts the number of normal pixel values in each group.
  • an error notification unit that performs error notification when there is a group in which the number of normal pixel values is smaller than the reference value.
  • the number of pixels constituting each group is preferably equal to the number of pixels included in an integral multiple of the moire fringe period.
  • phase contrast image generation unit that generates a phase contrast image by integrating the phase differential image.
  • the first grating is an absorption grating, and it is preferable that the first periodic pattern image is generated 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.
  • a multi-slit that partially blocks the radiation emitted from the radiation source and disperses the focal point.
  • the radiation imaging method of the present invention includes a first periodic pattern image generation step, a second periodic pattern image generation step, an image data generation step, a group setting step, and a phase differential image generation step.
  • the first periodic pattern image generation step the first periodic pattern image is generated by passing the radiation emitted from the radiation source through the first grating.
  • the second periodic pattern image generation step a second periodic pattern image in which moire fringes are generated is generated by partially shielding the first periodic pattern image with the second grating.
  • image data generation step image data is generated by detecting a second periodic pattern image by a radiation image detector having a plurality of pixels arranged two-dimensionally along the row direction and the column direction orthogonal thereto.
  • the group setting step a predetermined number of pixels arranged in the first direction with few linear defects in the row direction and the column direction are grouped into one group, and the groups are sequentially grouped while shifting the predetermined pixels in the first direction. To do.
  • the phase differential image generation step the phase differential image is generated by calculating the phase of the intensity modulation signal constituted by the pixel values included in each group.
  • a predetermined number of pixels arranged in the first direction with few linear defects in the row direction and the column direction of the radiological image detector are grouped into one group, and this group is set to each predetermined pixel in the first direction. Since the phase differential image is generated by grouping in order while shifting and calculating the phase of the intensity modulation signal composed of the pixel values included in each group, the phase differential image due to the linear defect generated in the image data Image quality deterioration can be reduced.
  • 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 lattice unit 12 includes a first lattice 21 and a second lattice 22.
  • 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 the lattice plane includes an absorption type including a plurality of X-ray absorption portions 21a and X-ray transmission portions 21b extending in the Y direction (lattice direction). It is a lattice.
  • the X-ray absorbing portions 21a and the X-ray transmitting portions 21b are alternately arranged in the X direction orthogonal to the Y direction, and form a striped pattern.
  • the second grating 22 is an absorption type grating having a plurality of X-ray absorbing portions 22 a and X-ray transmitting portions 22 b that are extended in the Y direction and alternately arranged in the X direction, like the first grating 21. is there.
  • 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 inclined with respect to the second grating 22 around the Z axis (in the grating plane direction). In the G2 image, moire fringes having a period corresponding to the inclination angle are generated.
  • the X-ray image detector 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 console 18 includes an operation unit 18a and a monitor 18b.
  • the operation unit 18a includes a keyboard, a mouse, and the like, and enables setting of imaging conditions such as tube voltage, tube current, and irradiation time of the X-ray source 11, and operation input such as an imaging execution instruction.
  • 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. .
  • the image data generated by the X-ray image detector 13 includes a direction along the signal line 35 (hereinafter referred to as a column direction) and a direction along the gate scanning line 33 (hereinafter referred to as “line direction”) due to abnormality of the signal line 35 and the gate scanning line 33.
  • a linear defect in which a plurality of abnormal pixel values are arranged in the row direction may occur.
  • the map information of the pixel defect including the linear defect is acquired in the final inspection process of the X-ray image detector 13.
  • the X-ray image detector 13 is arranged so that the direction of the linear defect does not coincide with the lattice direction (Y direction) of the first and second lattices 21 and 22.
  • the X-ray image detector 13 is arranged so that the row direction is along the Y direction.
  • the X-ray image detector 13 is arranged so that the direction with few linear defects in the column direction and the row direction is along the Y direction. To do.
  • 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 ⁇ x is proportional to the differential value of the phase shift distribution ⁇ (x).
  • This displacement amount ⁇ x is in the relationship of equation (5) with a phase shift amount ⁇ (x) (a phase shift amount of the intensity modulation signal with and without the subject H) described later. .
  • phase differential image is obtained by obtaining the phase shift amount ⁇ (x) from the equations (3) to (5).
  • a phase differential image may be defined by multiplying or adding a constant to the phase shift amount ⁇ (x).
  • 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.
  • a moiré fringe MS having a period T (hereinafter referred to as a moiré period T) represented by the formula (6) in the Y direction is generated in the G2 image.
  • the size of the pixel 30 of the X-ray image detector 13 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 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 period 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 or second in the conventional fringe scanning method. This corresponds to an intensity modulation signal for one period acquired while intermittently moving the grating in a direction (X direction) substantially perpendicular to the grating 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 X-ray image detector 13 is arranged so that the direction with few linear defects in the column direction and the row direction is along the Y direction, as shown in FIG. LD tends to occur along the X direction. Since the group Gr (x, n) is set to extend in the Y direction, the probability that all the pixel values in the group Gr (x, n) are abnormal pixel values is low.
  • the image processing unit 15 includes a group setting unit 40, a pixel defect information storage unit 41, an abnormal pixel value removal unit 42, a phase differential image generation unit 43, a phase contrast image generation unit 44, and a normal pixel value counting unit 45.
  • the group setting unit 40 shifts the leading coordinates of the group Gr (x, n) one pixel at a time in the Y direction for each column of pixels 30 aligned in the X direction (n is incremented by 1). Grouping is performed in order until the pixel 30 at the end in the Y direction is reached.
  • the pixel defect information storage unit 41 stores pixel defect map information including a linear defect acquired in the inspection process at the final manufacturing stage of the X-ray image detector 13.
  • the abnormal pixel value removing unit 42 removes abnormal pixel values from the pixel values in each group Gr (x, n) based on the pixel defect map information stored in the pixel defect information storage unit 41.
  • the phase differential image generation unit 43 configures an intensity modulation signal using only normal pixel values in each group Gr (x, n) from which abnormal pixel values have been removed, and a phase shift amount ⁇ (x , N) to generate a phase differential image. Specifically, the phase differential image generation unit 43 generates a phase differential image by a method similar to the fringe scanning method. 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 43 calculates the following simultaneous equations (7) to (9) and applies the calculation result to the equation (10) to calculate the phase shift amount ⁇ (x, n).
  • the phase differential image generation unit 43 performs the calculation in the simultaneous equations (7) to (9) by excluding the term of the scanning position “k” corresponding to the abnormal pixel value from the sum of the left sides.
  • the term of the scanning position “k” corresponding to the abnormal pixel value is excluded, so that the reference phase ⁇ k becomes unequal.
  • the calculation is performed using the normal pixel values I (x, n), I (x, n + 2) to I (x, n + M ⁇ 1) corresponding to the non-equally spaced reference phases ⁇ 0 , ⁇ 2 to ⁇ M ⁇ 1. Done. This is because, as shown in the figure, only normal pixel values I (x, n), I (x, n + 2) to I (x, n + M ⁇ 1) are fitted with a sine wave, and the phase shift amount of this fitting waveform This corresponds to calculating ⁇ (x, n).
  • the phase contrast image generation unit 44 integrates the phase differential image generated by the phase differential image generation unit 43 along the X direction to generate a phase contrast image representing the phase shift distribution.
  • the normal pixel value counting unit 45 counts the number of normal pixel values other than the abnormal pixel value removed by the abnormal pixel value removing unit 42 for each group Gr (x, n).
  • the system control unit 19 determines whether or not there is a group Gr (x, n) in which the normal pixel value count C is smaller than a predetermined reference value S (for example, 3). When there is a group Gr (x, n) in which the count number C is smaller than the reference value S, the phase shift amount ⁇ (x, n) of the intensity modulation signal corresponding to the group Gr (x, n) is accurate. Since it is not calculated, the system control unit 19 controls the monitor 18b to display an error message indicating that an abnormality has occurred (error notification).
  • the system control unit 19 and the monitor 18b constitute an error notification unit. Note that this error notification may be performed by voice or lighting of a lamp.
  • the calculation of the phase shift amount ⁇ (x, y) is normal. At least three pixel values are required. For this reason, it is preferable to set the reference value S to “3”. In order to satisfy the so-called sampling theorem, the number of normal pixel values needs to be at least four, so it is more strict and it is preferable to set the reference value S to “4”.
  • step S10 When the subject H is placed and an imaging instruction is given by the operation unit 18a (YES in step S10), X-rays are emitted from the X-ray source 11, and the subject H, the first and second gratings 21 and 22 are passed through.
  • the G2 image generated via the X-ray image detector 13 is detected and image data is generated (step S11).
  • the group Gr (x, n) is set by the group setting unit 40 (step S 13), and is stored in the pixel defect information storage unit 41 by the abnormal pixel value removal unit 42.
  • the abnormal pixel value is removed from the pixel values in the group Gr (x, n) based on the map information of the pixel defect thus made (step S14).
  • the normal pixel value counting unit 45 counts the number of normal pixel values in the group Gr (x, n) (step S15).
  • the system control unit 19 determines whether or not the count number C of normal pixel values in the group Gr (x, n) is smaller than a predetermined reference value S (step S16), and the count number C is smaller than the reference value S. In that case (YES in step S16), an error message is displayed on the monitor 18b (step S17). In this case, the operation ends without generating the phase differential image and the phase contrast image.
  • step S16 when the count number C is greater than or equal to the reference value S (NO in step S16), only normal pixel values in each group Gr (x, n) from which the abnormal pixel values have been removed by the phase differential image generation unit 43. Is used to construct an intensity modulation signal, and its phase shift amount ⁇ (x, n) is calculated (step S18).
  • step S19 it is determined whether or not the group Gr (x, n) set in step S13 is the final group (step S19). If it is not the final group (NO in step S19), the group setting unit 40 causes the group The leading coordinates of Gr (x, n) are shifted by one pixel in the Y direction (step S20), and a new group Gr (x, n) is formed (step S13).
  • step S20 when the group Gr (x, n) is shifted in the Y direction and the final group that can be set in the Y direction is reached, grouping is similarly performed on pixel columns adjacent in the X direction.
  • steps S13 to S19 are repeatedly executed while the group Gr (x, n) is changed.
  • the group Gr (x, n) reaches the final group (YES in step S19)
  • a phase differential image is generated based on the calculation result of the phase shift amount ⁇ (x, n) for one screen ( Step S21).
  • phase contrast image generation unit 44 integrates the phase differential image to generate a phase contrast image (step S22).
  • a phase differential image and a phase contrast image are displayed on the monitor 18b (step S23).
  • the phase differential image and the phase contrast image are generated with high accuracy.
  • the number of pixels M in one group Gr (x, n) is the same as the number of pixels “ ⁇ ” included in one moire period T.
  • the number of pixels M in one group Gr (x, n) may be the same as N times the number of pixels “ ⁇ ” included in one moire period T (where N is an integer of 2 or more).
  • the number M of pixels in one group Gr (x, n) may not coincide with the number of pixels “ ⁇ ” included in one moire cycle T or N times the number. Furthermore, as shown in FIG. 14, 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 setting unit 40 changes the group by shifting the group Gr (x, n) by one pixel in the Y direction as shown in FIG. 9, but the group Gr (x, n, n) may be shifted in the Y direction in units of two or more pixels.
  • 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 operation when the count number C is smaller than the reference value S, the operation is finished without generating the phase differential image and the phase contrast image. May be terminated without generating the phase differential image and the phase contrast image.
  • only a group having a count C smaller than the reference value S may be detected to generate a phase differential image and a phase contrast image.
  • the pixels corresponding to the group having the count number C smaller than the reference value S may be interpolated using the pixel values of the peripheral pixels.
  • the X-ray image detector 13 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 13 and the second grating 22.
  • the number M of the pixels 30 constituting the group Gr (x, n) may be 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 lattice plane direction.
  • the first and first gratings are generated.
  • the positional relationship (distance L 1 , L 2 ) of the first and second gratings 21 and 22 or the first and second gratings 22 and 22 is slightly broken so as not to tilt the two gratings 21 and 22.
  • moiré fringes MS having a period in the X direction are generated in the G2 image as shown in FIG.
  • the pattern period p 3 in the X direction of the G1 image at the position of the second grating 22 is slightly shifted from the grating pitch p 2 of the second grating 22.
  • the moiré fringes MS have a period T expressed by Expression (13) in the X direction.
  • the X-ray image detector 13 is arranged so that the direction of the linear defect does not coincide with the direction (X direction) orthogonal to the lattice direction of the first and second lattices 21 and 22.
  • the X-ray image detector 13 is arranged so that the row direction is along the X direction.
  • the X-ray image detector 13 is arranged so that the direction with few linear defects in the column direction and the row direction is along the X direction. To do.
  • the group setting unit 40 shifts the top coordinates of the group Gr (n, y) one pixel at a time in the X direction for each row of the pixels 30 arranged in the Y direction. Group until you reach the final configurable group.
  • the abnormal pixel value removing unit 42 removes abnormal pixel values from the pixel values in each group Gr (n, y) based on the pixel defect map information stored in the pixel defect information storage unit 41.
  • the linear defects are along the Y direction. Prone to occur. Since the group Gr (n, y) is set to extend in the X direction, the probability that all the pixel values in the group Gr (n, y) are abnormal pixel values is low.
  • the phase differential image generation unit 43 configures an intensity modulation signal using only normal pixel values in each group Gr (n, y) from which abnormal pixel values have been removed, and the phase shift amount ⁇ (n) of each intensity modulation signal , Y) to generate a phase differential image.
  • the method of calculating the phase shift amount ⁇ (n, y) is the same as in the first embodiment. Specifically, the following simultaneous equations (14) to (16) may be calculated, and the calculation result may be applied to the expression (17).
  • the phase differential image generation unit 43 performs calculation by excluding the term of the scanning position “k” corresponding to the abnormal pixel value from the sum of the left sides.
  • the term of the scanning position “k” corresponding to the abnormal pixel value is excluded, so that the reference phase ⁇ k becomes unequal.
  • an interval L 3 may be provided between the X-ray image detector 13 and the second grating 22.
  • the group Gr (n, y) may be set based on the moire cycle T ′ obtained by multiplying the moire cycle T represented by the equation (13) by the magnification R represented by the equation (12). .
  • 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. Good. Further, the group resetting unit 61 may change the group Gr (n, y) in units of two or more pixels in the X direction.
  • Other configurations and operations of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment are the same as those of the first embodiment, and thus the description thereof is omitted.
  • the relative inclination of the first and second gratings 21 and 22 in the first embodiment to the in-lattice direction and the first and second gratings 21 and 22 shown in the second embodiment are the same.
  • moire fringes having a period in a direction not parallel to either the X direction or the Y direction may occur in the G2 image.
  • a phase differential image can be generated by using any one of the methods of the first and second embodiments.
  • the period direction of the moire fringes is set so that the number of linear defects that coincide with the period direction of the moire fringes (the extending direction of the group) is reduced.
  • Other configurations and operations of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment are the same as those of the first or second embodiment, and thus the description thereof is omitted.
  • the periodic direction of the moire fringes and the stretching direction of the group do not necessarily coincide with each other, and may be adjusted so that the stretching direction of the group and the linear defect do not coincide as much as possible. By doing so, all pixel values in the group do not become abnormal pixel values, and a phase differential image can be generated with high accuracy.
  • the size of the group set by the group setting unit 40 is constant, but the number of normal pixel values included in the group when the number of normal pixel values included in the group is less than a predetermined number.
  • the size of the group may be expanded so that the number exceeds a predetermined number.
  • the pixel defect map information to be stored in the pixel defect information storage unit 41 is obtained in the inspection process at the final stage of manufacture of the X-ray image detector 13, but the map information is stored in the X-ray imaging apparatus 10.
  • the map information may be acquired after the X-ray image detector 13 is manufactured. Further, the map information may be appropriately updated when the X-ray imaging apparatus 10 is used.
  • imaging is performed only in a state where the subject H is arranged.
  • a phase differential image is generated, and this is used as an offset image. May be stored, and offset correction may be performed by subtracting the offset image from the phase differential image generated when the subject H is placed and imaging is performed.
  • the present invention can also be applied to imaging (pre-imaging) performed without arranging the subject H.
  • each process is executed according to the procedure shown in the flowchart of FIG.
  • the map information in the pixel defect information storage unit 41 is updated (step S30), and the X-ray image detector 13 and the first and second grids are arranged so that the extending direction of the group and the linear defect do not coincide as much as possible.
  • the positions 21 and 22 are adjusted (step S31).
  • pre-imaging step S32
  • main imaging step S33
  • step S34 offset correction is performed by subtracting the offset image obtained by the pre-photographing from the phase differential image obtained by the main photographing. Then, the phase differential image after the offset correction is integrated by the phase contrast image generation unit 44, and a phase contrast image is generated (step S35).
  • the positions of the X-ray image detector 13 and the first and second gratings 21 and 22 are adjusted, it is preferable to perform pre-imaging thereafter to obtain an offset image. Note that the order of the pre-photographing and the main photographing may be reversed.
  • the subject H is arranged between the X-ray source 11 and the first grating 21, but the subject H is located between the first grating 21 and the second grating 22. You may arrange in.
  • the X-ray source 11 that emits cone-beam X-rays emitted from the X-ray source 11 is used.
  • an X-ray source that emits parallel-beam X-rays is used.
  • X-rays emitted from the X-ray source 11 are incident on the first grating 21 and the X-ray source 11 has a single focal point, but immediately after the emission side of the X-ray source 11.
  • the X focal point may be dispersed by providing a multi slit (line source grid) described in WO2006 / 131235 or the like.
  • the multi-slit lattice line extends in the Y direction and is 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 needs to satisfy Expression (18).
  • 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 Equation (1).
  • the interval L 3 may be provided between the X-ray image detector 13 and the second grating 22.
  • the group Gr (x, n) is based on the moire cycle T ′ obtained by multiplying the moire cycle T represented by the equation (6) or the equation (13) by the magnification R represented by the equation (12).
  • the group Gr (n, y) may be set.
  • the G2 image generated by the second grating 22 has the X-ray focal point 11a of the X-ray source 11 as the origin and the distance from the X-ray focal point 11a to the X-ray image detector 20. to be enlarged in proportion to, the magnification R of G2 image, (without replacing the distance L 1 at a distance L 0) wherein it (14) may be used.
  • the first grating 21 is configured to project incident X-rays geometrically.
  • the lattice 21 may be configured to generate the Talbot effect.
  • a small-focus X-ray source or a multi-slit may be used to reduce the focus so as to enhance the spatial coherence of X-rays.
  • the first grating 21 can be a phase grating instead of the absorption grating.
  • the self-image (G1 image) of the first grating 21 is generated at a position away from the first grating 21 by the Talbot distance Z m downstream in the Z direction. 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.
  • 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 (19).
  • “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 a multi-slit is used, the distance L 1 is replaced with the distance L 0 ).
  • the Talbot distance Z m is And represented by equation (20).
  • “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 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 equation (21)
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the grating pitches p 1 and p 2 are set so as to substantially satisfy Expression (22) ( However, in the case of using the 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 a parallel beam shape, Talbot distance Z m is represented by the formula (23).
  • “m” is a positive integer.
  • the Talbot distance Z m is And represented by equation (24).
  • “m” is “0” or a positive integer.
  • the Talbot distance Z m is “0” or a positive integer.
  • the above embodiments may be combined with each other within a consistent range.
  • the present invention can be applied to industrial radiography apparatuses and the like in addition to medical diagnostic radiography apparatuses.
  • X-rays In addition to X-rays, gamma rays or the like can be used as radiation.

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Abstract

　Ｘ線撮影装置は、Ｘ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モアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する第２の格子とを備える。第２の周期パターン像は、行方向とこれに直交する列方向に沿って複数の画素を２次元配列したＸ線画像検出器で検出される。画像処理部は、行方向及び列方向のうち、線状欠陥が少ない方向に並ぶ所定数の画素を１グループＧｒ（ｘ，ｎ）とし、このグループＧｒ（ｘ，ｎ）を該方向に所定画素ずつシフトしながら順にグループ化する。各グループＧｒ（ｘ，ｎ）内に含まれる第２の周期パターン像の画素値により構成された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

放射線撮影方法及び装置
　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方法及び装置に関する。
　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、これらの間に人体等の被検体を配置して、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、特開２００８－２００３６１号、ＷＯ２００８／１０２６５４号参照）。
　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。
　上記変調量の検出方法として縞走査法が知られている。この縞走査法は、第１の格子に対して第２の格子を、所定のピッチずつ間欠的に移動させながら、その各停止中にＸ線源からＸ線を放射し、被検体、第１及び第２の格子を通過したＸ線を、Ｘ線画像検出器を構成する複数の画素により検出する方法である。第２の格子の移動方向は、第１の格子の面に平行で、かつ第１の格子の格子方向に垂直な方向である。
　縞走査法では、Ｘ線画像検出器の各画素について、第２の格子の移動に対する画素値の強度変化を表す強度変調信号を生成し、この強度変調信号の位相ズレ量（被検体が存在しない場合の初期位置からの位相差）を算出することにより、上記変調量に関連する画像が得られる。この画像は、被検体の屈折率を反映した画像であり、Ｘ線の位相変化（位相シフト）の微分量に対応するため、位相微分画像と呼ばれる。この位相微分画像を積分処理することにより、位相シフト分布を表す位相コントラスト画像が生成される。
　しかし、縞走査法では、１枚の位相微分画像を取得するために複数回（例えば、５回）の撮影を行う必要があるため、この一連の撮影中に、装置の振動や被検体の動きが生じると、被検体の画像にずれが生じ、位相微分画像及び位相コントラスト画像の画質が低下するという問題がある。また、複数回の撮影を行うため、被検体の被曝量が大きいことも問題である。特開２００８－２００３６１号には、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から位相微分画像を生成することが記載されているが、その具体的な方法については述べられていない。
　そこで、本出願人は、第１の格子に対して第２の格子２２を格子面内方向（図１のＺ軸を中心とする回転方向）に相対的に僅かに傾斜させて、モアレ縞を発生させた状態で、Ｘ線画像検出器により単一の画像データを取得することにより、単一の画像データから位相微分画像を生成する方法を提案している（現在、ＷＯ２０１２／０５６７２４号として公開されている）。この方法では、モアレ縞と交わる方向に並ぶ所定数の画素を１グループとし、このグループを変更しながら、各グループに含まれる画素の画素値により強度変調信号を構成し、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。
　しかしながら、ＷＯ２００８／１０２６５４号に記載されているように、Ｘ線画像検出器により得られる画像データには、異常画素値が線状に連続した線状欠陥が生じることがある。ＷＯ２０１２／０５６７２４号に記載の方法では、強度変調信号を構成するためのグループが一方向に延伸しているため、線状欠陥の方向とグループの延伸方向とが一致した場合には、グループを構成する画素値がすべて異常画素値となり、正常な強度変調信号が得られなくなる。この結果、位相微分画像には、画像データの線状欠陥に対応した線状欠陥が生じてしまう。
　このように位相微分画像に線状欠陥が生じた場合には、これに積分処理を施すことにより得られる位相コントラスト画像には、線状欠陥の一部を積分領域に含む画素のすべてに欠陥の影響が生じるため、広範囲に画質低下が生じてしまう。
　本発明は、画像データに生じた線状欠陥による位相微分画像の画質劣化を低減することが可能な放射線撮影方法及び装置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、放射線画像検出器と、グループ設定部と、位相微分画像生成部とを備える。放射線源は、放射線を放出する。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の周期パターン像を部分的に遮蔽することによりモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する。放射線画像検出器は、行方向とこれに直交する列方向に沿って２次元配列された複数の画素により、第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する。グループ設定部は、行方向及び列方向のうち、線状欠陥が少ない第１の方向に並ぶ所定数の画素を１グループとし、このグループを第１の方向に所定画素ずつシフトしながら順にグループ化する。位相微分画像生成部は、各グループ内に含まれる画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成する。
　なお、モアレ縞は、第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置することにより生成されたものであり、第１及び第２の格子の格子方向にほぼ直交していることが好ましい。
　また、モアレ縞は、第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、第１及び第２の格子の格子方向にほぼ平行であってもよい。
　また、第１の方向は、モアレ縞にほぼ直交していることが好ましい。
　また、モアレ縞は、第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置し、かつ、第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、第１及び第２の格子の格子方向に直交せず、かつ平行でなくてもよい。
　また、放射線画像検出器の画素欠陥のマップ情報を記憶する画素欠陥情報記憶部と、マップ情報に基づき、各グループ内の画素値から異常画素値を除去する異常画素値除去部と、をさらに備えることが好ましい。この場合、位相微分画像生成部は、各グループ内に含まれる異常画素値以外の正常画素値に基づいて強度変調信号の位相ズレ量を算出し、位相微分画像を生成する。
　また、各グループ内の正常画素値の数をカウントする正常画素値計数部をさらに備えることが好ましい。この場合、正常画素値の数が基準値より少ないグループが存在する場合にエラー報知を行うエラー報知部をさらに備えることが好ましい。
　また、各グループを構成する画素の数は、モアレ縞の周期の整数倍に含まれる画素の数に等しいことが好ましい。
　また、位相微分画像を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。
　また、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第１の周期パターン像を生成することが好ましい。
　また、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。
　また、放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットをさらに備えることが好ましい。
　本発明の放射線撮影方法は、第１の周期パターン像生成ステップと、第２の周期パターン像生成ステップと、画像データ生成ステップと、グループ設定ステップと、位相微分画像生成ステップとを備える。第１の周期パターン像生成ステップでは、放射線源から放射された放射線を第１の格子を通過させて第１の周期パターン像を生成する。第２の周期パターン像生成ステップでは、第１の周期パターン像を第２の格子により部分的に遮蔽することによりモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する。画像データ生成ステップでは、行方向とこれに直交する列方向に沿って２次元配列された複数の画素を有する放射線画像検出器により第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する。グループ設定ステップでは、行方向及び列方向のうち、線状欠陥が少ない第１の方向に並ぶ所定数の画素を１グループとし、このグループを第１の方向に所定画素ずつシフトしながら順にグループ化する。位相微分画像生成ステップでは、各グループ内に含まれる画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成する。
　本発明によれば、放射線画像検出器の行方向及び列方向のうち、線状欠陥が少ない第１の方向に並ぶ所定数の画素を１グループとし、このグループを第１の方向に所定画素ずつシフトしながら順にグループ化し、各グループ内に含まれる画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成するので、画像データに生じた線状欠陥による位相微分画像の画質劣化を低減することができる。
Ｘ線撮影装置の構成を示す模式図である。 Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。 第１及び第２の格子の構成を説明する説明図である。 画素とモアレ縞との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。 線状欠陥とグループとの関係を説明する説明図である。 画像処理部の構成を示すブロック図である。 グループの変更方法を説明する説明図である。 異常画素値が存在する場合の強度変調信号を示すグラフである。 Ｘ線撮影装置の作用を説明するフローチャートである。 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２実施形態における画素とモアレ縞との関係を説明する説明図である。 第４実施形態におけるグループの変更方法を説明する説明図である。 マップ情報の更新及びオフセット補正を実施する場合の手順を説明するフローチャートである。
（第１実施形態）
　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及び第２の格子２２を備える。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を備えた吸収型格子である。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、Ｙ方向に直交するＸ方向に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を備えた吸収型格子である。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１の格子２１は、第２の格子２２に対してＺ軸周り（格子面内方向）に僅かに傾斜している。Ｇ２像には、その傾斜角に応じた周期を有するモアレ縞が生じている。
　Ｘ線画像検出器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。
　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、撮影実行指示等の操作入力を可能とする。
　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。
　Ｘ線画像検出器１３により生成される画像データには、信号線３５やゲート走査線３３の異常により、信号線３５に沿う方向（以下、列方向という）やゲート走査線３３に沿う方向（以下、行方向という）に複数の異常画素値が並んだ線状欠陥が生じることがある。この線状欠陥を含む画素欠陥のマップ情報は、Ｘ線画像検出器１３の製造最終段階の検査工程で取得される。
　Ｘ線画像検出器１３は、第１及び第２の格子２１，２２の格子方向（Ｙ方向）に線状欠陥の方向が一致しないように配置されている。例えば、Ｘ線画像検出器１３の信号線３５に異常が生じ、列方向に沿って線状欠陥が生じた場合には、行方向がＹ方向に沿うようにＸ線画像検出器１３を配置する。なお、列方向と行方向との双方に線状欠陥が存在する場合には、列方向と行方向とのうち線状欠陥が少ない方向がＹ方向に沿うようにＸ線画像検出器１３を配置する。
　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ことがわかる。この変位量Δｘは、後述する強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ）（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のズレ量）と式（５）の関係にある。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　したがって、式（３）～（５）から、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。なお、位相ズレ量ψ（ｘ）に定数を乗じたり加算したりしたものを位相微分画像と定義してもよい。
　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。この配置により、Ｇ２像には、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）を有するモアレ縞ＭＳが生じる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　Ｘ線画像検出器１３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５において、Ｙ方向に沿って並ぶＭ個の画素３０を１グループＧｒ（ｘ，ｎ）とする。ここで、Ｍ，ｎは、正の整数である。「ｎ」は、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の先頭の画素３０のｙ座標を表している。本実施形態では、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍを、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数「ν」（図４の例では、ν＝５）と同一とする。
　Ｉ（ｘ，ｙ）は、座標ｘ，ｙの画素３０の画素値を示している。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６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、従来の縞走査法において、第１または第２の格子を、その格子方向にほぼ垂直な方向（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。
　前述のように、Ｘ線画像検出器１３は、列方向と行方向とのうち線状欠陥が少ない方向がＹ方向に沿うように配置されているため、図７に示すように、線状欠陥ＬＤは、Ｘ方向に沿って生じやすい。グループＧｒ（ｘ，ｎ）は、Ｙ方向に延伸するように設定されるため、グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素値がすべて異常画素値となる確率は低い。
　図８において、画像処理部１５は、グループ設定部４０、画素欠陥情報記憶部４１、異常画素値除去部４２、位相微分画像生成部４３、位相コントラスト画像生成部４４、及び正常画素値計数部４５を有する。
　グループ設定部４０は、図９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画素ずつシフトしながら（ｎを１ずつずらしながら）、Ｙ方向の端の画素３０に達するまで順にグループ化する。
　画素欠陥情報記憶部４１は、前述のように、Ｘ線画像検出器１３の製造最終段階の検査工程で取得された線状欠陥を含む画素欠陥のマップ情報を記憶する。異常画素値除去部４２は、画素欠陥情報記憶部４１に記憶された画素欠陥のマップ情報に基づき、各グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素値から異常画素値を除去する。
　位相微分画像生成部４３は、異常画素値が除去された各グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のみを用いて強度変調信号を構成し、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、位相微分画像生成部４３は、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４３は、下記の連立方程式（７）～（９）を演算し、演算結果を式（１０）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-M000007
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　ここで、参照位相δｋは、式（１１）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　なお、位相微分画像生成部４３は、連立方程式（７）～（９）において、各左辺の和から異常画素値に対応する走査位置「ｋ」の項を除外して演算を行う。ここで、異常画素値に対応する走査位置「ｋ」の項が除外されることにより、参照位相δｋは非等間隔となる。例えば、図１０に示すように、画素値Ｉ（ｘ，ｎ＋１）が異常画素値である場合には、ｋ＝１の項が連立方程式（７）～（９）の各左辺の和から除外され、非等間隔の参照位相δ０，δ２～δＭ－１に対応する正常画素値Ｉ（ｘ，ｎ），Ｉ（ｘ，ｎ＋２）～Ｉ（ｘ，ｎ＋Ｍ－１）を用いて演算が行われる。これは、同図に示すように、正常画素値Ｉ（ｘ，ｎ），Ｉ（ｘ，ｎ＋２）～Ｉ（ｘ，ｎ＋Ｍ－１）のみを正弦波でフィッティングし、このフィッティング波形の位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）を算出することに相当する。
　位相コントラスト画像生成部４４は、位相微分画像生成部４３により生成された位相微分画像をＸ方向に沿って積分処理することにより、位相シフト分布を表す位相コントラスト画像を生成する。
　正常画素値計数部４５は、異常画素値除去部４２により除去された異常画素値以外の正常画素値の数を、各グループＧｒ（ｘ，ｎ）ごとにカウントする。システム制御部１９は、正常画素値のカウント数Ｃが所定の基準値Ｓ（例えば３）より少ないグループＧｒ（ｘ，ｎ）が存在するか否かを判定する。カウント数Ｃが基準値Ｓより少ないグループＧｒ（ｘ，ｎ）が存在する場合には、そのグループＧｒ（ｘ，ｎ）に対応する強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）が精度よく算出されないため、システム制御部１９は、モニタ１８ｂを制御して、異常が生じている旨のエラーメッセージの表示（エラー報知）を行う。ここで、システム制御部１９及びモニタ１８ｂがエラー報知部を構成する。なお、このエラー報知を、音声やランプの点灯等により行ってもよい。
　なお、上記の連立方程式（７）～（９）でパラメータがａ０，ａ１，ａ２の３個であることから分かるように、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出には、正常画素値の数が最低３個必要である。このため、基準値Ｓを「３」とすることが好ましい。また、いわゆるサンプリング定理を満たすためには、正常画素値の数は、最低４個必要であるため、より厳しく、基準値Ｓを「４」とすることも好ましい。
　次に、図１１に示すフローチャートに沿ってＸ線撮影装置１０の作用を説明する。被検体Ｈが配置され、操作部１８ａにより撮影指示がなされると（ステップＳ１０でＹＥＳ）、Ｘ線源１１によりＸ線が放射され、被検体Ｈ、第１及び第２の格子２１，２２を介して生成されたＧ２像がＸ線画像検出器１３により検出され画像データが生成される（ステップＳ１１）。
　画像データがメモリ１４に格納されると、グループ設定部４０により、前述のグループＧｒ（ｘ，ｎ）が設定され（ステップＳ１３）、異常画素値除去部４２により、画素欠陥情報記憶部４１に記憶された画素欠陥のマップ情報に基づき、グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素値から異常画素値が除去される（ステップＳ１４）。異常画素値が除去されると、正常画素値計数部４５により、グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値の数がカウントされる（ステップＳ１５）。
　システム制御部１９により、グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のカウント数Ｃが所定の基準値Ｓより少ないか否かが判定され（ステップＳ１６）、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ない場合には（ステップＳ１６でＹＥＳ）、モニタ１８ｂにエラーメッセージの表示が行われる（ステップＳ１７）。この場合には、位相微分画像及び位相コントラスト画像の生成が行われずに動作が終了する。
　一方、カウント数Ｃが基準値Ｓ以上の場合には（ステップＳ１６でＮＯ）、位相微分画像生成部４３により、異常画素値が除去された各グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の正常画素値のみを用いて強度変調信号が構成され、その位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）が算出される（ステップＳ１８）。
　そして、ステップＳ１３で設定したグループＧｒ（ｘ，ｎ）が最終グループであるか否かが判定され（ステップＳ１９）、最終グループでない場合には（ステップＳ１９でＮＯ）、グループ設定部４０により、グループＧｒ（ｘ，ｎ）の先頭の座標がＹ方向に１画素分シフトされ（ステップＳ２０）、新たなグループＧｒ（ｘ，ｎ）が形成される（ステップＳ１３）。なお、ステップＳ２０において、グループＧｒ（ｘ，ｎ）をＹ方向にシフトし、Ｙ方向に関して設定可能な最終グループに達した場合には、Ｘ方向に隣接する画素列について同様にグループ化が実行される。
　このように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）が変更されながら、ステップＳ１３～Ｓ１９が繰り返し実行される。そして、グループＧｒ（ｘ，ｎ）が最終グループに達した場合には（ステップＳ１９でＹＥＳ）、１画面分の位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）の算出結果により位相微分画像が生成される（ステップＳ２１）。
　そして、位相コントラスト画像生成部４４により、位相微分画像に対して積分処理が行われて、位相コントラスト画像が生成される（ステップＳ２２）。モニタ１８ｂには、位相微分画像及び位相コントラスト画像が画像表示される（ステップＳ２３）。このように、画像データから異常画素値が除去された上で、位相ズレ量ψ（ｘ，ｎ）が算出されるため、精度よく位相微分画像及び位相コントラスト画像が生成される。
　なお、上記実施形態では、図５に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍを、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数「ν」と同一としているが、図１２に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍを、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数「ν」のＮ倍（ここで、Ｎは２以上の整数）と同一としてもよい。
　また、図１３に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍは、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数「ν」またはそのＮ倍と一致しなくてもよい。さらに、図１４に示すように、１グループＧｒ（ｘ，ｎ）内の画素数Ｍは、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数「ν」より少なくてもよい。
　また、上記実施形態では、グループ設定部４０は、図９に示すように、グループＧｒ（ｘ，ｎ）をＹ方向に１画素ずつシフトしてグループを変更しているが、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してもよい。
　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、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ない場合に、位相微分画像及び位相コントラスト画像の生成を行わずに動作を終了しているが、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ないグループが所定数に達した場合に、位相微分画像及び位相コントラスト画像の生成を行わずに動作を終了してもよい。また、これらの終了動作を行わずに、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ないグループの検出のみを行い、位相微分画像及び位相コントラスト画像の生成を行ってもよい。この場合、位相微分画像を生成した後、カウント数Ｃが基準値Ｓより少ないグループに対応する画素を周辺画素の画素値を用いて補間すればよい。
　また、上記実施形態では、Ｘ線画像検出器１３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１３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１３と第２の格子２２とのＺ方向への間隔をＬ３とすると、式（１２）の倍率Ｒで拡大されたＧ２像がＸ線画像検出器１３により検出される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　この場合には、Ｘ線画像検出器１３により検出されるモアレ縞の周期Ｔ’は、式（６）で表されるモアレ周期ＴのＲ倍（すなわちＴ’＝ＲＴ）となる。このため、モアレ周期Ｔ’に基づいて、グループＧｒ（ｘ，ｎ）を構成する画素３０の個数Ｍを設定すればよい。
（第２実施形態）
　上記第１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、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１５に示すように、Ｘ方向に周期を有するモアレ縞ＭＳをＧ２像に生じさせる。
　第２の格子２２の位置でのＧ１像のＸ方向へのパターン周期ｐ３は、第２の格子２２の格子ピッチｐ２とは僅かにずれている。モアレ縞ＭＳは、Ｘ方向に、式（１３）で表される周期Ｔを有する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　本実施形態では、Ｘ線画像検出器１３は、第１及び第２の格子２１，２２の格子方向に直交する方向（Ｘ方向）に線状欠陥の方向が一致しないように配置されている。例えば、Ｘ線画像検出器１３の信号線３５に異常が生じ、列方向に沿って線状欠陥が生じた場合には、行方向がＸ方向に沿うようにＸ線画像検出器１３を配置する。なお、列方向と行方向との双方に線状欠陥が存在する場合には、列方向と行方向とのうち線状欠陥が少ない方向がＸ方向に沿うようにＸ線画像検出器１３を配置する。
　本実施形態では、グループ設定部４０は、図１６に示すように、Ｙ方向に並ぶ画素３０の各行について、グループＧｒ（ｎ，ｙ）の先頭の座標をＸ方向に１画素ずつシフトしながら、設定可能な最終グループに達するまで、グループ化をする。異常画素値除去部４２は、画素欠陥情報記憶部４１に記憶された画素欠陥のマップ情報に基づき、各グループＧｒ（ｎ，ｙ）内の画素値から異常画素値を除去する。
　前述のように、Ｘ線画像検出器１３は、列方向と行方向とのうち線状欠陥が少ない方向がＸ方向に沿うように配置されているため、線状欠陥は、Ｙ方向に沿って生じやすい。グループＧｒ（ｎ，ｙ）は、Ｘ方向に延伸するように設定されるため、グループＧｒ（ｎ，ｙ）内の画素値がすべて異常画素値となる確率は低い。
　位相微分画像生成部４３は、異常画素値が除去された各グループＧｒ（ｎ，ｙ）内の正常画素値のみを用いて強度変調信号を構成し、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１実施形態と同様である。具体的には、下記の連立方程式（１４）～（１６）を演算し、演算結果を式（１７）に適用すればよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
　位相微分画像生成部４３は、連立方程式（１４）～（１６）において、各左辺の和から異常画素値に対応する走査位置「ｋ」の項を除外して演算を行う。ここで、異常画素値に対応する走査位置「ｋ」の項が除外されることにより、参照位相δｋは非等間隔となる。
　なお、本実施形態においてもＸ線画像検出器１３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、式（１３）で表されるモアレ周期Ｔに、式（１２）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１実施形態と同様に、１グループＧｒ（ｎ，ｙ）内の画素数Ｍは、１モアレ周期Ｔに含まれる画素数「ν」またはそのＮ倍と一致しなくてもよい。さらに、グループ再設定部６１は、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変更してもよい。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実施形態と同一であるため説明は省略する。
　なお、第１実施形態で示した第１及び第２の格子２１，２２の格子面内方向への相対的な傾斜と、第２実施形態で示した第１及び第２の格子２１，２２の位置関係や格子ピッチのずれが同時に生じることにより、Ｘ方向とＹ方向とのいずれにも平行でない方向に周期を有するモアレ縞がＧ２像に生じることがある。この場合には、モアレ縞はＸ方向及びＹ方向に成分を有するため、第１または第２実施形態のいずれかの方法を用いることにより位相微分画像を生成することが可能である。さらに、Ｘ方向とＹ方向とのいずれにも平行でない斜め方向に並ぶ複数の画素３０によりグループを構成し、同様に位相微分画像を生成することも可能である。
（第３実施形態）
　上記第１及び第２実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２を設定した後、モアレ縞の周期方向（グループの延伸方向）に一致する線状欠陥が少なくなるように、Ｘ線画像検出器１３の方向を設定している。本実施形態では、逆に、Ｘ線画像検出器１３の方向を設定した後、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角度θや、及び第１及び第２の格子２１，２２のＺ方向への位置関係を調整することにより、モアレ縞の周期方向（グループの延伸方向）に一致する線状欠陥が少なくなるように、モアレ縞の周期方向を設定する。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または第２実施形態と同一であるため説明は省略する。
　なお、モアレ縞の周期方向とグループの延伸方向は必ずしも一致する必要はなく、グループの延伸方向と線状欠陥が可能な限り一致しないように調整すればよい。こうすることで、グループ内の全ての画素値が異常画素値となることがなくなり、位相微分画像を精度よく生成することができる。
（その他の実施形態）
　上記各実施形態では、グループ設定部４０により設定されるグループの大きさは一定であるが、グループに含まれる正常画素値の数が所定数より少ない場合に、グループに含まれる正常画素値の数が所定数を超えるように、グループの大きさを拡大してもよい。
　上記各実施形態では、画素欠陥情報記憶部４１に記憶させる画素欠陥のマップ情報を、Ｘ線画像検出器１３の製造最終段階の検査工程で取得しているが、Ｘ線撮影装置１０にマップ情報の取得機能を設け、Ｘ線画像検出器１３の製造後にマップ情報を取得可能としてもよい。また、Ｘ線撮影装置１０の使用時にマップ情報を適宜更新可能としてもよい。
　上記各実施形態では、被検体Ｈを配置した状態でのみ撮影を行なっているが、被検体Ｈを配置せずに同様に撮影を行うことにより、位相微分画像を生成して、これをオフセット画像として記憶しておき、被検体Ｈを配置して撮影が行われた場合に生成された位相微分画像からオフセット画像を減算するオフセット補正を行ってもよい。このように被検体Ｈを配置せずに行う撮影（プレ撮影）についても本発明を適用可能である。
　マップ情報の更新及びオフセット補正を実施する場合には、例えば、図１７のフローチャートに示す手順に沿って各処理を実行する。まず、画素欠陥情報記憶部４１のマップ情報の更新を行い（ステップＳ３０）、グループの延伸方向と線状欠陥が可能な限り一致しないようにＸ線画像検出器１３や第１及び第２の格子２１，２２の位置調整を行う（ステップＳ３１）。この後、被検体Ｈを配置せずに行うプレ撮影（ステップＳ３２）と、被検体Ｈを配置して行う本撮影（ステップＳ３３）とを順に実行する。
　本撮影が完了すると、プレ撮影で得られたオフセット画像を、本撮影で得られた位相微分画像から減算するオフセット補正が行われる（ステップＳ３４）。そして、オフセット補正後の位相微分画像が位相コントラスト画像生成部４４により積分処理され、位相コントラスト画像が生成される（ステップＳ３５）。このように、Ｘ線画像検出器１３や第１及び第２の格子２１，２２の位置調整を行った場合には、その後にプレ撮影を行い、オフセット画像を取得することが好ましい。なお、プレ撮影と本撮影の順序は逆であってもよい。
　また、上記各実施形態では、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、上記各実施形態では、Ｘ線源１１から射出されるコーンビーム状の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、上記各実施形態では、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、Ｘ線源１１の射出側直後に、ＷＯ２００６／１３１２３５号等に記されたマルチスリット（線源格子）を設けることにより、Ｘ焦点を分散化してもよい。マルチスリットの格子線は、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、マルチスリットのＸ方向への格子ピッチｐ０は、式（１８）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-M000018
　その他の構成や作用については、上記各実施形態と同一である。本実施形態では、マルチスリットの位置がＸ線焦点の位置となるため、式（１）において、距離Ｌ１を、距離Ｌ０で置き換えればよい。
　なお、このようにマルチスリットを設ける場合においてもＸ線画像検出器１３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、式（６）または式（１３）で表されるモアレ周期Ｔに、式（１２）で表される倍率Ｒを乗じたモアレ周期Ｔ’に基づいてグループＧｒ（ｘ，ｎ）またはグループＧｒ（ｎ，ｙ）を設定すればよい。マルチスリット２３を設けた場合においても、第２の格子２２により生成されるＧ２像は、Ｘ線源１１のＸ線焦点１１ａを原点とし、Ｘ線焦点１１ａからＸ線画像検出器２０までの距離に比例して拡大されるため、Ｇ２像の倍率Ｒについては、式（１４）をそのまま（距離Ｌ１を距離Ｌ０で置き換えずに）用いればよい。
　また、上記各実施形態では、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（ＵＳ７１８０９７９Ｂ１）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線源を用いるか、マルチスリットを用いて小焦点化すればよい。また、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が可能である。
　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方向下流にタルボ距離Ｚｍだけ離れた位置に生じるため、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に設定する必要がある。
　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（１９）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-M000019
　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（２０）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、マルチスリットを用いる場合には、距離Ｌ１は距離Ｌ０に置き換えられる）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
　また、第１の格子２１が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（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、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（２２）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-M000021
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
　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（２３）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-M000023
　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（２４）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-M000024
　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（２５）で表される。ここで、「ｍ」は、「０」または正の整数である。この場合には、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-M000025
　上記各実施形態は、矛盾しない範囲で相互に組み合わせてもよい。本発明は、医療診断用の放射線撮影装置の他に、工業用の放射線撮影装置等に適用することが可能である。また、放射線は、Ｘ線以外に、ガンマ線等を用いることも可能である。

Claims (14)

  1. 　放射線を放出する放射線源と、
    　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の周期パターン像を部分的に遮蔽することによりモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
    　行方向とこれに直交する列方向に沿って２次元配列された複数の画素により、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
    　前記行方向及び前記列方向のうち、線状欠陥が少ない第１の方向に並ぶ所定数の前記画素を１グループとし、このグループを前記第１の方向に所定画素ずつシフトしながら順にグループ化するグループ設定部と、
    　前記各グループ内に含まれる画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
    　を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
  2. 　前記モアレ縞は、前記第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置することにより生成されたものであり、前記第１及び第２の格子の格子方向にほぼ直交していることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
  3. 　前記モアレ縞は、前記第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、前記第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、前記第１及び第２の格子の格子方向にほぼ平行であることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
  4. 　前記第１の方向は、前記モアレ縞にほぼ直交してい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。
  5. 　前記モアレ縞は、前記第２の格子を、第１の格子に対して格子面内方向に相対的に傾斜して配置し、かつ、前記第１及び第２の格子の対向方向の位置関係、または、前記第１及び第２の格子の格子ピッチを調整することにより生成されたものであり、前記第１及び第２の格子の格子方向に直交せず、かつ平行でないことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
  6. 　前記放射線画像検出器の画素欠陥のマップ情報を記憶する画素欠陥情報記憶部と、前記マップ情報に基づき、前記各グループ内の画素値から異常画素値を除去する異常画素値除去部とをさらに備え、
    　前記位相微分画像生成部は、前記各グループ内に含まれる前記異常画素値以外の正常画素値に基づいて前記強度変調信号の位相を算出し、前記位相微分画像を生成することを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
  7. 　前記各グループ内の前記正常画素値の数をカウントする正常画素値計数部をさらに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. 　前記正常画素値の数が基準値より少ないグループが存在する場合にエラー報知を行うエラー報知部をさらに備えることを特徴とする請求の範囲第７項に記載の放射線撮影装置。
  9. 　前記各グループを構成する前記画素の数は、前記モアレ縞の周期の整数倍に含まれる前記画素の数に等しい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. 　前記位相微分画像を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。
  11. 　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項に記載の放射線撮影装置。
  12. 　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項に記載の放射線撮影装置。
  13. 　前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットをさらに備えることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
  14. 　放射線源から放射された放射線を第１の格子を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の周期パターン像生成ステップと、
    　前記第１の周期パターン像を第２の格子により部分的に遮蔽することによりモアレ縞が生じた第２の周期パターン像を生成する第２の周期パターン像生成ステップと、
    　行方向とこれに直交する列方向に沿って２次元配列された複数の画素を有する放射線画像検出器により前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する画像データ生成ステップと、
    　前記行方向及び前記列方向のうち、線状欠陥が少ない第１の方向に並ぶ所定数の前記画素を１グループとし、このグループを前記第１の方向に所定画素ずつシフトしながら順にグループ化するグループ設定ステップと、
    　前記各グループ内に含まれる画素値により構成される強度変調信号の位相を算出することにより位相微分画像を生成する位相微分画像生成ステップと、
    　を備えることを特徴とする放射線撮影方法。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112189134A (zh) * 2018-06-15 2021-01-05 株式会社岛津制作所 X射线成像装置
WO2023206030A1 (zh) * 2022-04-25 2023-11-02 北京小米移动软件有限公司 拍摄装置及其控制方法

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008200361A (ja) * 2007-02-21 2008-09-04 Konica Minolta Medical & Graphic Inc Ｘ線撮影システム
WO2012144317A1 (ja) * 2011-04-20 2012-10-26 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

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008200361A (ja) * 2007-02-21 2008-09-04 Konica Minolta Medical & Graphic Inc Ｘ線撮影システム
WO2012144317A1 (ja) * 2011-04-20 2012-10-26 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

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112189134A (zh) * 2018-06-15 2021-01-05 株式会社岛津制作所 X射线成像装置
CN112189134B (zh) * 2018-06-15 2023-09-19 株式会社岛津制作所 X射线成像装置
WO2023206030A1 (zh) * 2022-04-25 2023-11-02 北京小米移动软件有限公司 拍摄装置及其控制方法

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