(57)【要約】【課題】エネルギサブトラクション撮影において、被検体の体動に起因するアーチファクトの発生を低減する。【解決手段】第１のグリッドに対して第２のグリッドを相対走査する際の各相対位置において、Ｘ線源から放射されるＸ線のエネルギを低エネルギ及び高エネルギに切り替えて撮影を行う。Ｘ画像検出器により、第１及び第２のグリッドを通過したＸ線の周期パターン像を検出し、低エネルギ及び高エネルギに対する第１及び第２の画像データをそれぞれ生成する。そして、第１及び第２の画像データに基づいて算出される第１及び第２の位相微分像の画像信号の一方から他方を差し引くことにより、差分画像を算出する。【選択図】図６
2014030440.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線源から放射される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のグリッドと、
前記第１像の周期パターン像を部分的に通過させて第２の周期パターン像を生成する第２のグリッドと、
前記第１のグリッドに対する前記第２のグリッドの相対位置を所定量ずつ変更する走査手段と、
前記各相対位置において前記放射線源から放射される放射線のエネルギを、複数種のエネルギに切り替える制御手段と、
前記各相対位置で、前記各エネルギに対応する前記第２の周期パターン像を検出し、前記各エネルギに対応する画像データを生成する放射線画像検出器と、
前記各エネルギに対応する画像データに基づき、前記各エネルギに対応する位相画像を生成する位相画像生成手段と、
前記複数種の位相画像を差分処理することにより差分画像を生成する差分画像生成手段と、
を備えることを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項２】
前記制御手段は、前記各相対位置において前記放射線源から放射される放射線のエネルギを、第１のエネルギと、第１のエネルギよりもエネルギが低い第２のエネルギとの２種のエネルギに切り替えることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影システム。
【請求項３】
前記制御手段は、前記各相対位置において第１のエネルギ、第２のエネルギの順に放射線のエネルギを切り替えることを特徴とする請求項２に記載の放射線撮影システム。
【請求項４】
前記位相画像は、位相微分像であることを特徴とする請求項１から３いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
【請求項５】
前記位相画像は、位相微分像を積分処理することにより得られる位相コントラスト画像であることを特徴とする請求項１から３いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
【請求項６】
被検体が配置されていない状態で得られた各エネルギに対する位相画像を補正データとして記憶する補正データ記憶手段と、
前記補正データ記憶手段に記憶された補正データにより、被検体が配置された状態で得られた各エネルギに対する位相画像を補正する補正処理手段と、
を備えることを特徴とする請求項１から５いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
【請求項７】
前記第１のグリッドは、吸収型格子であり、前記第１の周期パターン像を投影像として形成することを特徴とする請求項１から６いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
【請求項８】
前記第１のグリッドは、位相型格子であり、前記第１の周期パターン像をタルボ干渉効果による自己像として形成する請求項１から６いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
【請求項９】
放射線を領域選択的に遮蔽することにより、多数の点光源を生成する線源グリッドを有する放射線源を備えることを特徴とする請求項１から８いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
【請求項１０】
放射線源から放射される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のグリッドと、前記第１像の周期パターン像を部分的に通過させて第２の周期パターン像を生成する第２のグリッドと、前記第１のグリッドに対する前記第２のグリッドの相対位置を所定量ずつ変更する走査手段と、前記各相対位置で前記第２の周期パターン像を検出し、画像データをそれぞれ生成する放射線画像検出器とを備えた放射線撮影システムの制御方法であって、
前記各相対位置において前記放射線源から放射される放射線のエネルギを、複数種のエネルギに切り替え、前記放射線画像検出器により、前記各相対位置で前記各エネルギに対応する前記第２の周期パターン像を検出することにより、前記各エネルギに対応する画像データを生成させ、
前記各エネルギに対応する画像データに基づき、前記各エネルギに対応する位相画像を生成して差分処理を行うことにより差分画像を生成することを特徴とする制御方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線等の放射線を用いた放射線画像撮影システム及びその制御方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線は、物体に入射したとき、相互作用により強度及び位相が変化し、位相変化（角度変化）が強度変化よりも大きいことが知られている。このＸ線の性質を利用し、被検体によるＸ線の位相変化に基づいて、Ｘ線吸収能が低い被検体から高コントラストの位相画像（以下、位相コントラスト画像という）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われており、種々の方式が開発されている。
【０００３】
例えば、特許文献１には、拡大撮影系と微小焦点Ｘ線源を用いた診断情報生成システムが記載されている。このシステムは微小焦点Ｘ線光源から放射されたＸ線を被検体に照射し、被検体で屈折されたＸ線による像のシフトが、Ｘ線源の焦点サイズによる幾何学的不鋭によるボケよりも空間的に分離されるように、被検体より十分に距離を離した検出器により検出する方法である。この手法により、従来の吸収コントラスト画像の輪郭を強調することで、より鮮明で見やすい画像を取得することが可能である。
【０００４】
また、特許文献１には、低エネルギ帯域のＸ線を用いた位相コントラスト画像と、高エネルギ帯域のＸ線を用いた位相コントラスト画像とを撮影し、両画像データ間で画像減算処理を行なうエネルギサブトラクション撮影について記載されている。
【０００５】
しかし、被検体で発生するＸ線の屈折角は極めて小さいため、上記の拡大撮影系と微小焦点Ｘ線源を用いた方法では、高い空間分解能を有するＸ線画像検出器と、焦点が小さいＸ線源とが必要とされる。上記の方式と比較して、タルボ干渉法では、被検体をＸ線が通過する際に生じた波面の位相変化、すなわち、被検体で屈折されたＸ線の屈折角度を画素データの強度変化から算出することにより、描出が困難であった軟組織の構造をより明瞭に描出可能である。さらに線源格子を用いることで、微小な焦点サイズの要請を満たしつつ、通常のＸ線源を用いることができる。
【０００６】
特許文献２には、タルボ干渉法を用いたＸ線撮影装置が記載されている。このＸ線撮影装置では、被検体とＸ線画像検出器との間に第１及び第２のグリッド（格子）を配置し、被検体内部のわずかな屈折率分布により発生するＸ線の屈折を、第１のグリッドの像の強度変化に変換し、その背後に配置する第２のグリッドを介してＸ線画像検出器により検出する方法である。具体的には、縞走査法と呼ばれる方法に基づき、第１のグリッドに対する第２のグリッドの相対位置をずらすことで得られる強度変調信号の位相ズレ量を各画素について算出することで位相微分像を生成し、この位相微分像を積分することにより被検体の位相コントラスト画像を得る。なお、Ｘ線のタルボ干渉については非特許文献１にも記載があり、タルボ干渉計における縞走査法については非特許文献２にも開示がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２００８−０１８０５９号公報
【特許文献２】特許第４４４５３９７号公報
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】C. David, et al., Applied Physics Letters, Vol.81, No.17, 2002年10月，3287頁
【非特許文献２】Hector Canabal, et al., Applied Optics, Vol.37, No.26, 1998年9月，6227頁
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
タルボ干渉法を用いたＸ線位相イメージングでは、被検体内部の骨や軟部組織といった画像診断の対象となる組織の他、皮膚の凹凸や毛穴等の被検体表面の構造も描出することができる。しかし場合によっては、これらが障害陰影となって画像診断の妨げになることがあるため、適切に画像から除去することが望ましい。例えば、従来の吸収コントラスト画像では、異なるエネルギからなる画像を用いて障害陰影を除去するエネルギサブトラクション技術が用いられる。
【００１０】
しかしながら、タルボ干渉法を用いたＸ線位相イメージングでは、第１のグリッドと第２のグリッドとの相対位置を変更しながら一連の撮影が行なわれるため、低エネルギ帯域のＸ線を用いた一連の撮影と、高エネルギ帯域のＸ線を用いた一連の撮影との間で被検体の体動による位置ずれが生じると、エネルギサブトラクション画像には、この位置ずれに伴うアーチファクトが発生するといった問題がある。
【００１１】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、エネルギサブトラクション撮影において、被検体の体動に起因するアーチファクトの発生を低減することを可能とする放射線画像撮影システム及びその制御方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明の放射線画像撮影システムは、放射線源から放射される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のグリッドと、前記第１像の周期パターン像を部分的に通過させて第２の周期パターン像を生成する第２のグリッドと、前記第１のグリッドに対する前記第２のグリッドの相対位置を所定量ずつ変更する走査手段と、前記各相対位置において前記放射線源から放射される放射線のエネルギを、複数種のエネルギに切り替える制御手段と、前記各相対位置で、前記各エネルギに対応する前記第２の周期パターン像を検出し、前記各エネルギに対応する画像データを生成する放射線画像検出器と、前記各エネルギに対応する画像データに基づき、前記各エネルギに対応する位相画像を生成する位相画像生成手段と、前記複数種の位相画像を差分処理することにより差分画像を生成する差分画像生成手段と、を備えることを特徴とする。ここで、差分処理は、単純な差分処理に限られず、位相画像に強度の重み付けやフィルタ処理等を行った上で差分処理を行うことも含む。
【００１３】
なお、前記制御手段は、前記各相対位置において前記放射線源から放射される放射線のエネルギを、第１のエネルギと、第１のエネルギよりもエネルギが低い第２のエネルギとの２種のエネルギに切り替えることが好ましい。
【００１４】
また、前記制御手段は、前記各相対位置において第１のエネルギ、第２のエネルギの順に放射線のエネルギを切り替えることが好ましい。
【００１５】
前記位相画像は、位相微分像であることが好ましい。これに代えて、前記位相画像を、位相微分像を積分処理することにより得られる位相コントラスト画像としてもよい。
【００１６】
また、被検体が配置されていない状態で得られた各エネルギに対する位相画像を補正データとして記憶する補正データ記憶手段と、前記補正データ記憶手段に記憶された補正データにより、被検体が配置された状態で得られた各エネルギに対する位相画像を補正する補正処理手段と、をさらに備えることが好ましい。
【００１７】
前記第１のグリッドは、吸収型格子であり、前記第１の周期パターン像を投影像として形成することが好ましい。これに代えて、前記第１のグリッドを、位相型格子とし、前記第１の周期パターン像をタルボ干渉効果による自己像として形成するよう構成してもよい。
【００１８】
また、放射線を領域選択的に遮蔽することにより、多数の点光源を生成する線源グリッドを有する放射線源を備えることが好ましい。
【００１９】
さらに、本発明の制御方法は、放射線源から放射される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のグリッドと、前記第１像の周期パターン像を部分的に通過させて第２の周期パターン像を生成する第２のグリッドと、前記第１のグリッドに対する前記第２のグリッドの相対位置を所定量ずつ変更する走査手段と、前記各相対位置で前記第２の周期パターン像を検出し、画像データをそれぞれ生成する放射線画像検出器とを備えた放射線撮影システムの制御方法であって、前記各相対位置において前記放射線源から放射される放射線のエネルギを、複数種のエネルギに切り替え、前記放射線画像検出器により、前記各相対位置で前記各エネルギに対応する前記第２の周期パターン像を検出することにより、前記各エネルギに対応する画像データを生成させ、前記各エネルギに対応する画像データに基づき、前記各エネルギに対応する位相画像を生成して差分処理を行うことにより差分画像を生成する。
【発明の効果】
【００２０】
本発明によれば、第１及び第２のグリッドの各相対位置において放射線源から放射される放射線のエネルギを、複数種のエネルギに切り替えてエネルギサブトラクション撮影を行うので、第１及び第２のグリッドの相対走査が一度で済み、総撮影時間が短縮されるため、被検体の体動の影響が抑えられ、体動に起因するアーチファクトの発生が低減される。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】第１実施形態のＸ線画像撮影システムの構成を示す模式図である。
【図２】画像処理部の構成を示すブロック図である。
【図３】Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。
【図４】第１及び第２のグリッドの構成を示す概略側面図である。
【図５】縞走査法を説明する説明図である。
【図６】縞走査法を説明するフローチャートである。
【図７】強度変調信号を例示するグラフである。
【図８】他の実施形態で用いられる線源グリッドを示す斜視図である。
【図９】他の実施形態で用いられる画像処理部を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
（第１実施形態）
図１において、本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影システム１０は、Ｘ線源１１、撮影部１２、メモリ１３、画像処理部１４、画像記録部１５、撮影制御部１６、コンソール１７、及びシステム制御部１８を備えている。Ｘ線源１１は、例えば、回転陽極型のＸ線管と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータとを有し、被検体ＨにＸ線を放射する。
【００２３】
Ｘ線撮影システム１０は、画像処理部１４で画像減算処理を行うために、低エネルギ帯域のＸ線を用いた撮影（以下、低エネルギ撮影という）と、高エネルギ帯域のＸ線を用いた撮影（以下、高エネルギ撮影という）とが可能となっている。例えば、Ｘ線源１１に印加する管電圧を変更することにより、低エネルギ撮影及び高エネルギ撮影を行う。
【００２４】
撮影部１２は、Ｘ線画像検出器２０と、第１及び第２のグリッド２１，２２とからなる。第１のグリッド２１及び第２のグリッド２２は、吸収型グリッドであり、Ｘ線照射方向であるｚ方向に関してＸ線源１１に対向配置されている。Ｘ線源１１と第１のグリッド２１との間には、被検体Ｈが配置可能な間隔が設けられている。Ｘ線画像検出器２０は、例えば、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）であり、第２のグリッド２２の背後に、検出面がｚ方向に直交するように配置されている。
【００２５】
第１のグリッド２１は、ｚ方向に直交する面内の一方向であるｙ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を備えている。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、ｚ方向及びｙ方向に直交するｘ方向に沿って交互に配列されており、縞状のグリッドを構成している。第２のグリッド２２は、第１のグリッド２１と同様にｙ方向に延伸され、かつｘ方向に沿って交互に配列された複数のＸ線吸収部２２ａ及びＸ線透過部２２ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ，２２ａは、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等のＸ線吸収性を有する金属からなる。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からなる。
【００２６】
メモリ１３は、撮影部１２から読み出された画像データを一時的に記憶する。画像処理部１４は、メモリ１３に記憶される複数の画像データに基づいて位相コントラスト画像を生成する。画像記録部１５は、画像処理部１４により生成された位相コントラスト画像を記録する。撮影制御部１６は、Ｘ線源１１及び撮影部１２の制御を行う。コンソール１７は、キーボード等の入力装置やモニタ等の表示装置を備え、撮影条件や撮影指示等の入力や、撮影情報や画像等の表示を可能とする。システム制御部１８は、コンソール１７の入力装置からの入力指示に応じて、各部を統括的に制御する。
【００２７】
撮影部１２には、第２のグリッド２２をｘ方向に並進移動させ、第１のグリッド２１に対する第２のグリッド２２の相対位置を変化させる走査機構２３が設けられている。走査機構２３は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。走査機構２３は、後述する縞走査の際に、撮影制御部１６の制御に基づいて駆動される。詳しくは後述するが、メモリ１３には、縞走査の各走査ステップでＸ線画像検出器２０により撮影される画像データが記憶される。画像データは、低エネルギ撮影で得られる画像データ（以下、第１の画像データという）と、高エネルギ撮影で得られる画像データ（以下、第２の画像データという）とに分けられる。
【００２８】
図２において、画像処理部１４は、位相微分像生成部３０、第１画像記憶部３１、第２画像記憶部３２、画像減算処理部３３、及び位相コントラスト画像生成部３４からなる。位相微分像生成部３０は、メモリ１３に記憶された複数の第１の画像データに基づいて被検体Ｈの第１の位相微分像を生成するとともに、メモリ１３に記憶された複数の第２の画像データに基づいて被検体Ｈの第２の位相微分像を生成する。第１画像記憶部３１は第１の位相微分像を記憶し、第２画像記憶部３２は第２の位相微分像を記憶する。
【００２９】
画像減算処理部３３は、第１及び第２画像記憶部３１，３２から第１及び第２の位相微分像をそれぞれ読み出し、第１の位相微分像の画像信号から第２の位相微分像の画像信号を差し引いて差分画像を得る。なお、画像減算処理部３３は、単純な差分処理に限られず、強度の重み付けやフィルタ処理等を第１及び第２の位相微分像の少なくとも一方の画素信号に施した上で差分処理を行うようにしてもよい。
【００３０】
一般に、被検体ＨによるＸ線の屈折角度は、高エネルギ時より低エネルギ時の方が大きく、位相情報の検出感度が低エネルギ時の方が大きくなる。このため、軟骨部のように極めて位相コントラストの低い部位を被検体Ｈとする場合には、位相情報の検出感度が増強される低エネルギ撮影で得られる第１の位相微分像を診断用画像とし、高エネルギ撮影で得られる第２の位相微分像を骨部等の障害陰影を除去するための画像として、上記のように第１の位相微分像の画像信号から第２の位相微分像の画像信号を差し引くことが好ましい。これにより差分画像は、骨部が除去されて軟骨部が明瞭化された画像（輪郭画像）となる。また、診断用画像のＳ／Ｎを高めるために、低エネルギ撮影時のＸ線量を高エネルギ撮影時のＸ線量より大きくすることが好ましい。
【００３１】
位相コントラスト画像生成部３４は、画像減算処理部３３により得られた差分画像を、ｘ方向に対応する方向に沿って積分処理することにより、位相コントラスト画像を生成する。位相コントラスト画像生成部３４により生成された位相コントラスト画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７に出力されモニタに表示される。
【００３２】
図３において、Ｘ線画像検出器２０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０が、ｘ方向及びｙ方向に沿ってアクティブマトリクス基板上に２次元配列されてなる受像部４１と、画素４０からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路４２と、画素４０から電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して出力する読み出し回路４３とから構成されている。走査回路４２と各画素４０とは、行ごとに走査線４４によって接続されており、読み出し回路４３と各画素４０とは、列ごとに信号線４５によって接続されている。画素４０の配列ピッチは、ｘ方向及びｙ方向にそれぞれ１００μｍ程度である。
【００３３】
画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）によりＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型のＸ線検出素子である。各画素４０には、ＴＦＴスイッチ（図示せず）が設けられ、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４４、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４５に接続されている。走査回路４２からの駆動パルスによってＴＦＴスイッチがＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４５に読み出される。
【００３４】
なお、画素４０は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子としてもよい。また、Ｘ線画像検出器２０には、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤ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。
【００３５】
読み出し回路４３は、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４０から信号線４５を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより変換された画像信号を、デジタルの画像データに変換する。補正回路は、画像データを構成する各画素データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正等を行い、補正済みの画像データをメモリ１３に入力する。
【００３６】
図４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り、第１のグリッド２１を通過することにより生成されるＸ線の第１のパターン像（以下、Ｇ１像という）は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大される。第２のグリッド２２のＸ線吸収部２２ａのｘ方向の配列ピッチｐ２及び幅ｄ２は、Ｘ線焦点１１ａと第１のグリッド２１との間の距離Ｌ１、第１のグリッド２１と第２のグリッド２２との間の距離Ｌ２、及び第１のグリッド２１のＸ線吸収部２１ａの配列ピッチｐ１及び幅ｄ１を用いて次式（１）及び（２）に示すように決定される。
【００３７】
【数１】
2014030440.tif 000003
【数２】
2014030440.tif 000004
【００３８】
例えば、配列ピッチｐ２は５μｍであり、幅ｄ２はその半分の２．５μｍである。Ｘ線吸収部２１ａのｚ方向の厚みは、Ｘ線源１１から放射されるコーンビーム状のＸ線のケラレを考慮して、例えば１００μｍ程度となっている。
【００３９】
第１及び第２のグリッド２１，２２は、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂを通過したＸ線を線形的に投影するように構成される。具体的には、ｘ方向に関するＸ線透過部２１ｂ，２２ｂの幅（幅ｄ１，ｄ１と同一）を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、第１及び第２のグリッド２１，２２は、大部分のＸ線を回折させずに、直進性を保ったまま通過させる。例えば、Ｘ線源１１のＸ線管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線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂの幅として、１〜１０μｍ程度の範囲が許容される。
【００４０】
タルボ干渉計の場合には、距離Ｌ２がタルボ干渉距離に制約されるが、本実施形態では、第１及び第２のグリッド２１，２２がＸ線を線形的に投影するため、距離Ｌ２をタルボ干渉距離とは無関係に設定することができる。
【００４１】
上記のように本実施形態の撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１のグリッド２１でＸ線の回折が生じ、タルボ干渉効果が生じていると仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、配列ピッチｐ１，ｐ２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（３）で表される。
【００４２】
【数３】
2014030440.tif 000005
【００４３】
式（３）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビーム状である場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。
【００４４】
本実施形態では、前述のように距離Ｌ２をタルボ干渉距離と無関係に設定することができるため、撮影部１２のｚ方向への薄型化を目的とし、距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離より短い値に設定する。すなわち、距離Ｌ２は、次式（４）を満たす範囲に設定される。
【００４５】
【数４】
2014030440.tif 000006
【００４６】
以上の構成では、第１のグリッド２１により生成されたＧ１像が第２のグリッド２２との重ね合わせにより強度変調され、第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）が生成される。このＧ２像がＸ線画像検出器２０により撮像される。第２のグリッド２２の位置におけるＧ１像のパターン周期と、第２のグリッド２２の配列ピッチｐ２とは、配置誤差などにより若干の差異が生じると、Ｇ２像にモアレ縞が生じるが、モアレ縞が発生した場合でも、ｘ方向におけるモアレ縞の周期が画素４０のＸ線受光領域の大きさと異なれば、後述する強度変調信号の取得には特に問題はない。
【００４７】
Ｘ線源１１と第１のグリッド２１との間に被検体Ｈを配置すると、Ｘ線画像検出器２０の撮影画像は、被検体Ｈにより変調を受ける。この変調量には、被検体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度が反映される。
【００４８】
次に、縞走査法について説明する。同図には、被検体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折するＸ線の１つの経路が例示されている。符号５０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５０を進むＸ線は、第１及び第２のグリッド２１，２２を通過してＸ線画像検出器２０に入射する。符号５１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５１を進むＸ線は、第１のグリッド２１を通過した後、第２のグリッド２２のＸ線吸収部２２ａにより吸収される。
【００４９】
被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）として、次式（５）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。
【００５０】
【数５】
2014030440.tif 000007
【００５１】
第２のグリッド２２の位置に投影されたＧ１像は、被検体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（６）で表される。
【００５２】
【数６】
2014030440.tif 000008
【００５３】
ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（７）で表される。
【００５４】
【数７】
2014030440.tif 000009
【００５５】
このように、変位量Δｘは、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。また、変位量Δｘ及び屈折角φは、Ｘ線画像検出器２０で検出される各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψと、次式（８）に示すように関連している。ここで、強度変調信号とは、第１及び第２のグリッド２１，２２の相対位置に対する画素データの強度変化を表す波形信号である。
【００５６】
【数８】
2014030440.tif 000010
【００５７】
したがって、各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（８）から屈折角φが求まり、式（７）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分像が求まる。
【００５８】
縞走査法では、上記強度変調信号を取得するために、第１及び第２のグリッド２１，２２の一方を他方に対して相対的にｘ方向に並進移動させながら、所定量並進移動させるたびに撮影を行う。本実施形態では、第１のグリッド２１を固設し、走査機構２３により第２のグリッド２２をｘ方向に移動させる。上記のモアレ縞は、第２のグリッド２２の移動に伴って移動し、並進移動距離が第２のグリッド２２の格子周期（配列ピッチｐ２）に達すると、元の位置に戻る。
【００５９】
図５は、配列ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した値（ｐ２／Ｍ）を走査ピッチとし、この走査ピッチずつ第２のグリッド２２を並進移動させる様子を模式的に示している。走査機構２３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各相対位置に、第２のグリッド２２を順に移動させる。
【００６０】
ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折しなかったＸ線が第２のグリッド２２を通過する。ｋ＝１，２，・・・と順に第２のグリッド２２を移動させていくと、第２のグリッド２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されなかった成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折された成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、第２のグリッド２２を通過するＸ線は、ほぼ被検体Ｈにより屈折された成分のみとなる。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、第２のグリッド２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折された成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されなかった成分が増加する。
【００６１】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各相対位置で、Ｘ線画像検出器２０により撮影を行うと、各画素４０についてＭ個の画素データが得られる。このＭ個の画素データのセットが強度変調信号を構成する。
【００６２】
本実施形態では、図６のフローチャートに示すように、まず、ｋ＝０の初期位置に第２のグリッド２２をセットし（ステップＳ１０）、高エネルギ撮影（ステップＳ１１）及び低エネルギ撮影（ステップＳ１２）を順に行なう。ついで、ｋ＝Ｍ−１であるか否かを判定する（ステップＳ１３）。ｋ＝Ｍ−１でなければ（ステップＳ１３；ＮＯ）、第２のグリッド２２を走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）だけ移動させ（ステップＳ１４）、ｋに１を加算して（ステップＳ１５）、高エネルギ撮影（ステップＳ１１）及び低エネルギ撮影（ステップＳ１２）を順に行なう。以上の動作を繰り返し、ｋ＝Ｍ−１となれば（ステップＳ１３；ＹＥＳ）、第２のグリッド２２を初期位置に戻して動作を終了する。このように、一度の走査により、第１及び第２の画像データが取得され、各画素４０について、高エネルギ撮影による強度変調信号と、低エネルギ撮影による強度変調信号が得られる。
【００６３】
以下に、各強度変調信号の位相ズレ量ψの算出方法を説明する。相対位置ｋにおける画素データＩｋ（ｘ）は、一般に次式（９）で表される。
【００６４】
【数９】
2014030440.tif 000011
【００６５】
ここで、Ａ０は入射Ｘ線の強度であり、Ａｎは強度変調信号の振幅値に関連する値である。また、ｎは正の整数であり、ｉは虚数である。さらに、φ（ｘ）は、上記屈折角φをｘの関数として表したものである。
【００６６】
配列ピッチｐ２を等分割して走査ピッチを一定とした場合には、次式（１０）が成立する。
【００６７】
【数１０】
2014030440.tif 000012
【００６８】
式（１０）を式（９）に適用すると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１１）で表される。
【００６９】
【数１１】
2014030440.tif 000013
【００７０】
ここで、ａｒｇ［  ］は、偏角の抽出を意味しており、次式（１２）に示すように、強度変調信号Ｉｋ（ｘ）の位相ズレ量ψ（ｘ）に相当する。
【００７１】
【数１２】
2014030440.tif 000014
【００７２】
以上の説明ではｙ座標を考慮していないが、ｙ座標を考慮することにより、位相ズレ量の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）が得られる。この２次元分布ψ（ｘ，ｙ）が位相微分像であり、三角関数を用いて次式（１３）のように表される。
【００７３】
【数１３】
2014030440.tif 000015
【００７４】
図７は、高エネルギ撮影または低エネルギ撮影において、各画素４０で得られる強度変調信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）を例示している。破線は、被検体Ｈが配置されていない場合に想定される強度変調信号である。実線は、被検体Ｈが配置されている場合に、高エネルギ撮影または低エネルギ撮影により得られる強度変調信号を例示している。この位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が上記式（１３）により算出される。
【００７５】
次に、Ｘ線画像撮影システム１０の作用について説明する。被検体ＨをＸ線源１１と第１のグリッド２１との間に配置し、コンソール１７の入力装置から撮影指示が入力されると、走査機構２３により、第２のグリッド２２が各相対位置ｋに移動されるとともに、各相対位置ｋで、高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影が順に行われ、Ｘ線画像検出器２０により第１及び第２の画像データが生成される。第１及び第２の画像データは、順次メモリ１３に記憶される。
【００７６】
第２のグリッド２２の移動がｋ＝Ｍ−１の相対位置まで終了すると、第２のグリッド２２がｋ＝０の初期位置に戻されるとともに、画像処理部１４により、メモリ１３から第１及び第２の画像データがそれぞれ画像処理部１４に読み出される。画像処理部１４では、位相微分像生成部３０により、上記式（１３）に基づいて、複数の第１の画像データから第１の位相微分像が生成され、複数の第２の画像データから第２の位相微分像が生成され、それぞれ第１画像記憶部３１及び第２画像記憶部３２に記憶される。
【００７７】
そして、第１及び第２画像記憶部３１，３２に記憶された第１及び第２の位相微分像は、画像減算処理部３３により読み出され、第１の位相微分像の画像信号から第２の位相微分像の画像信号が差し引かれ、差分画像が生成される。この差分画像は、位相コントラスト画像生成部３４に入力され、ｘ方向に沿った積分処理が施されることにより、位相コントラスト画像が生成される。この位相コントラスト画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７内のモニタに表示される。
【００７８】
以上のように、本実施形態のエネルギサブトラクション撮影は、第１のグリッド２１に対する第２のグリッド２２の相対走査が一度で済み、総撮影時間が短縮されるため、被検体の体動の影響が抑えられる。これにより、体動に起因するアーチファクトが低減された良好な位相コントラスト画像が得られる。また、本実施形態では、相対位置を変更するたびに各相対位置で高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影を行うため、低エネルギ撮影と高エネルギ撮影とでの相対位置の位置ずれが防止されるという利点もある。
【００７９】
また、本実施形態では、各相対位置において高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影をこの順に行っているが、これは、診断用画像のＳ／Ｎを高めるために、低エネルギ撮影の方がＸ線画像検出器２０に到達するＸ線量が多く残像発生量が大きいためである。残像発生量が小さい高エネルギ撮影を先に行うことにより残像の影響を低減することができる。
【００８０】
（その他の実施形態）
以下では、本発明のその他の実施形態について説明する。なお、以下の各実施形態では、既に説明済みの実施形態と同じ構成については、同符号を用いて詳しい説明は省略する。
【００８１】
第１実施形態では、各相対位置において、高エネルギ撮影、低エネルギ撮影の順に撮影を行っているが、これとは逆に、低エネルギ撮影、高エネルギ撮影の順に撮影を行ってもよい。これは、被検体Ｈの被曝を抑えるために、高エネルギ撮影で得られる第２の位相微分像を診断用画像（高Ｘ線量）とし、低エネルギ撮影で得られる第１の位相微分像を障害陰影（低Ｘ線量）とする場合に好適である。
【００８２】
また、第１実施形態では、各相対位置における高エネルギ撮影と低エネルギ撮影との間での残像の影響を低減するために、各相対位置で、障害陰影（低Ｘ線量）、診断用画像（高Ｘ線量）の順に撮影を行っているが、隣り合う相対位置間での残像の影響を防止するように、上記とは逆に、各相対位置で、診断用画像（高Ｘ線量）、障害陰影（低Ｘ線量）の順に撮影を行ってもよい。隣り合う相対位置間での残像の影響を防止することにより、強度変調信号の振幅が拡大し、位相微分像の算出精度が向上するといった効果がある。
【００８３】
また、第１実施形態では、高エネルギ撮影と低エネルギ撮影とを行なうために、Ｘ線のエネルギをＸ線源１１の管電圧により変更しているが、Ｘ線源１１のコリメータに複数の付加フィルタを変更自在に設け、付加フィルタの種類を切り替えることにより、Ｘ線のエネルギを変更してもよい。
【００８４】
また、第１実施形態では、Ｘ線源１１とＸ線画像検出器２０との間に第１及び第２のグリッド２１，２２を設けているが、さらに、図８に示すように、Ｘ線源１１の射出側に線源グリッド６０を設けてもよい。線源グリッド６０は、Ｘ線吸収部６０ａ及びＸ線透過部６０ｂがｘ方向に沿って交互に配列されたものであり、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小するとともに、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成する。したがって、ｚ方向に関する線源グリッドの位置がＸ線焦点位置となる。なお、Ｘ線源１１に線源グリッド６０を内蔵させてもよい。
【００８５】
また、第１実施形態では、第１及び第２のグリッド２１，２２が、そのＸ線透過部２１ｂ，２２ｂを通過したＸ線を線形的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、Ｘ線透過部でＸ線を回折することにより、タルボ干渉効果が生じる特許第４４４５３９７号公報等に記載の構成としてもよい。この場合には、第１及び第２のグリッドの間の距離がタルボ干渉距離に限定されるが、第１のグリッドとして、吸収型に代えて位相型を用いることが可能である。第１のグリッドを位相型とするには、Ｘ線透過部とＸ線透過部との間で、Ｘ線に“π”または“π／２”の位相差が生じるように、厚みや材料を設定すればよい。位相型の第１のグリッドは、タルボ干渉効果により生じる自己像を、第２のグリッドの位置に形成する。
【００８６】
また、第１実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１のグリッド２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１のグリッド２１と第２のグリッド２２との間に配置してもよい。この場合にも同様に位相コントラスト画像の生成が可能である。
【００８７】
また、第１実施形態では、差分画像を積分処理することにより形成された位相コントラスト画像を画像記録部１５に記憶してモニタに表示しているが、差分画像のみ、または差分画像及び位相コントラスト画像を、画像記録部１５に記憶してモニタに表示するように構成してもよい。
【００８８】
また、第１実施形態では、被検体Ｈを配置しない状態での補正データの取得については言及していないが、被検体ＨをＸ線源１１とＸ線画像検出器２０との間に配置しない状態で上記と同様な撮影（以下、被検体Ｈを配置しない状態での撮影をプレ撮影という）を行い、補正データを取得するように構成してもよい。以下に、プレ撮影を実施可能とした本発明の実施形態について説明する。
【００８９】
本実施形態では、図９に示す画像処理部７０を用いる。画像処理部７０は、第１実施形態の画像処理部１４に、第１補正データ記憶部７１、第２補正データ記憶部７２、第１補正処理部７３、及び第２補正処理部７４を付加したものである。
【００９０】
本実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１のグリッド２１との間に配置しない状態で、コンソール１７の入力装置からプレ撮影の指示が入力されると、前述の図６のフローチャートに従って、第１のグリッド２１に対する第２のグリッド２２の各相対位置で高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影が行われ、複数の第１及び第２の画像データがメモリ１３を介して画像処理部７０に入力される。位相微分像生成部３０は、第１及び第２の画像データに基づいて第１及び第２の位相微分像を生成し、第１の位相微分像を第１の補正データとして第１補正データ記憶部７１に入力し、第２の位相微分像を第２の補正データとして第２補正データ記憶部７２に入力する。プレ撮影の場合、動作は以上で終了する。
【００９１】
次いで、被検体ＨをＸ線源１１と第１のグリッド２１との間に配置した状態で、コンソール１７の入力装置から本撮影指示が入力されると、同様に第１及び第２の画像データが生成され、メモリ１３を介して画像処理部７０に入力される。この場合、位相微分像生成部３０は、第１及び第２の画像データに基づいて第１及び第２の位相微分像を生成し、それぞれ第１及び第２画像記憶部３１，３２に入力する。
【００９２】
そして、第１補正処理部７３により、第１画像記憶部３１に記憶された第１の位相微分像の画像信号から第１補正データ記憶部７１に記憶された第１の補正データの画像信号を減算するオフセット処理が行われ、第２補正処理部７４により、第２画像記憶部３２に記憶された第２の位相微分像の画像信号から第２補正データ記憶部７２に記憶された第２の補正データの画像信号を減算するオフセット処理が行われる。オフセット処理が行われた第１及び第２の位相微分像は、第１実施形態と同様に、画像減算処理部３３により減算処理が行われ差分画像が生成される。この差分画像は、位相コントラスト画像生成部３４により位相コントラスト画像に変換される。
【００９３】
エネルギサブトラクションでは、Ｘ線のエネルギにより第１及び第２のグリッド２１，２２の特性、Ｘ線画像検出器２０の特性等が異なるため、上記のように、高エネルギ撮影に対する第１の補正データと、低エネルギ撮影に対する第２の補正データとをそれぞれ個別に取得するのが好ましい。
【００９４】
また、第１実施形態では、高エネルギ撮影及び低エネルギ撮影とで得られた第１及び第２の位相微分像の差分を取り、この差分画像を積分処理することにより位相コントラスト画像を生成しているが、位相微分像の段階で差分を取らずに、第１及び第２の位相微分像をそれぞれ積分処理して第１及び第２の位相コントラスト画像を生成し、第１及び第２の位相コントラスト画像の差分を取ることにより位相コントラスト画像を生成してもよい。この場合の差分処理についても、単純な差分処理に限られず、強度の重み付けやフィルタ処理等を第１及び第２の位相コントラスト画像の少なくとも一方の画素信号に施した上で差分処理を行うようにしてもよい。
【００９５】
また、第１実施形態では、本発明を、高エネルギと低エネルギとの２種のエネルギによりエネルギサブトラクション撮影を行う場合を例にとって説明しているが、本発明は、３種以上のエネルギによりエネルギサブトラクション撮影を行う場合にも適用可能である。
【００９６】
以上説明した実施形態は、医療診断用の放射線画像撮影システムのほか、工業用や、非破壊検査等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。さらに、本発明は、放射線としてＸ線以外にガンマ線等を用いることも可能である。
【符号の説明】
【００９７】
１０  Ｘ線画像撮影システム
１１  Ｘ線源
２１  第１のグリッド
２１ａ  Ｘ線吸収部
２１ｂ  Ｘ線透過収部
２２  第２のグリッド
２２ａ  Ｘ線吸収部
２２ｂ  Ｘ線透過収部
【図１】
2014030440.tif 000016
【図２】
2014030440.tif 000017
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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