(57)【要約】【課題】被検体のエッジ部分の視認性が高い位相微分画像を生成することを可能とする。【解決手段】Ｘ線画像検出器は、Ｘ線源から放射され第１及び第２の格子を通過したＸ線を検出して画像データを生成する。位相微分画像生成部は、Ｘ線画像検出器により検出された画像データに基づいて位相微分画像を生成する。部分反転処理部は、絶対値を取ることにより位相微分画像を部分的に反転し、位相微分画像に生じたピークＳ１，Ｓ２の向きを揃える。ＤＲ圧縮処理部は、部分反転により値が存在しなくなった領域（負領域）の階調を圧縮し、値が存在する領域（正領域）に階調を割り当てるＤＲ圧縮処理を行う。【選択図】図７
2014138625.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線源から放射された放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、
前記放射線画像検出器により生成された画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
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部分的に反転してピーク方向を揃える部分反転処理部と、
を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
【請求項２】
前記部分反転処理部により位相微分画像が部分的に反転された後、値が存在しなくなった領域の階調を圧縮し、値が存在する領域に階調を割り当てるダイナミックレンジ圧縮処理部を備えることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。
【請求項３】
被検体を配置しない状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像を補正画像として記憶する補正画像記憶部と、
被検体を配置した状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像から、前記補正画像記憶部に記憶された補正画像を減算する補正処理部とを備え、
前記部分反転処理部は、前記補正処理部によって補正された補正済みの位相微分画像を部分的に反転することを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮影装置。
【請求項４】
前記部分反転処理部は、絶対値を取ることにより位相微分画像を部分的に反転す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装置。
【請求項５】
前記補正済みの位相微分画像を、前記格子の格子方向に直交する方向に沿って積分処理して位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備えること特徴とする請求項３に記載の放射線撮影装置。
【請求項６】
前記放射線画像検出器の検出面は、被検体を透過した放射線が入射する被検体検出領域と、放射線が被検体を透過せずにそのまま入射する素抜け領域とに区分されており、
前記部分反転処理部は、前記素抜け領域に対応する位相微分画像の値を基準として位相微分画像を部分的に反転することを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮影装置。
【請求項７】
前記素抜け領域の放射線入射側に、放射線吸収性を有する平板状の吸収板を備えることを特徴とする請求項６に記載の放射線撮影装置。
【請求項８】
前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に、放射線源から放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子とからなる２つの格子を備え、
前記放射線画像検出器は、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成することを特徴とする請求項１から７いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【請求項９】
前記第１の格子に対する第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、
前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成し、
前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成することを特徴とする請求項８に記載の放射線撮影装置。
【請求項１０】
前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を前記第２の格子に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項８または９に記載の放射線撮影装置。
【請求項１１】
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項８または９に記載の放射線撮影装置。
【請求項１２】
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備えることを特徴とする請求項１から１１いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【請求項１３】
放射線源から放射された放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、を備えた放射線撮影装置に画像処理方法において、
前記放射線画像検出器により生成された画像データに基づいて位相微分画像を生成し、この位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃えることを特徴とする画像処理方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、格子を用いて位相イメージングを行う放射線撮影装置及び画像処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線、例えばＸ線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被検体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。
【０００３】
一般的なＸ線撮影装置では、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線を検出するＸ線画像検出器との間に被検体を配置して、被検体の透過像を撮影する。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射されたＸ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器の画素に入射する。この結果、被検体のＸ線吸収像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）が広く用いられている。
【０００４】
しかし、Ｘ線吸収能は原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収像に十分な濃淡（コントラスト）が得られないといった問題がある。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、いずれも殆どの成分が水であり、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。
【０００５】
近年、被検体のＸ線吸収能の違いによるＸ線の強度変化に代えて、被検体の屈折率の違いによるＸ線の位相変化に基づいた位相コントラスト画像を得るＸ線位相イメージングの開発が進められている。この位相変化に基づいたＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を取得することができる。
【０００６】
このようなＸ線位相イメージングを可能とするＸ線撮影装置として、Ｘ線源とＸ線画像検出器との間に、第１及び第２の格子を所定の間隔で平行に配置し、Ｘ線源から第１及び第２の格子を通過することにより生成されるＸ線像をＸ線画像検出器で撮影することにより位相コントラス画像を取得するＸ線撮影装置が提案されている（例えば、特許文献１，２参照）。
【０００７】
特許文献１，２に記載のＸ線撮影装置では、第１の格子に対して第２の格子を、格子方向にほぼ垂直な方向に、格子ピッチよりも小さい所定量ずつ相対的に並進移動させながら、並進移動を行うたびに撮影を行って複数の画像データを生成し、これらの複数の画像データに基づいて、被検体との相互作用によって生じたＸ線の位相変化量を検出して位相微分画像を生成する縞走査法が行われる。この位相微分画像に基づいて被検体の位相コントラスト画像を取得することができる。特許文献２には、位相コントラスト画像のほか、位相微分画像を被検体の表示画像としてモニタに表示することが記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００８−２００３６１号公報
【特許文献２】ＷＯ２００８／１０２６５４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、上記方法で生成される位相微分画像には、被検体Ｈのエッジ部分にピークが生じるが、被検体Ｈの一方側のエッジ部分と、他方のエッジ部分とでピーク方向の正負が逆となる。このため、例えば、位相微分画像を白黒表示した場合には、被検体Ｈの一方のエッジ部分が白色、他方のエッジ部分が黒色となり、非常に視認性が悪い。また、それぞれのエッジ部分が全体の約半分の階調で表されることも、位相微分画像の視認性が低い原因である。
【００１０】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、被検体のエッジ部分の視認性が向上された位相微分画像を生成することを可能とする放射線撮影装置及び画像処理方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から放射された放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、前記放射線画像検出器により生成された画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、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部分的に反転してピーク方向を揃える部分反転処理部と、を備えることを特徴とする。
【００１２】
本発明の放射線撮影装置は、前記部分反転処理部により位相微分画像が部分的に反転された後、値が存在しなくなった領域の階調を圧縮し、値が存在する領域に階調を割り当てるダイナミックレンジ圧縮処理部を備える。
【００１３】
本発明の放射線撮影装置は、被検体を配置しない状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像を補正画像として記憶する補正画像記憶部と、被検体を配置した状態で前記位相微分画像生成部により生成された位相微分画像から、前記補正画像記憶部に記憶された補正画像を減算する補正処理部とを備え、前記部分反転処理部は、前記補正処理部によって補正された補正済みの位相微分画像を部分的に反転する。
【００１４】
前記部分反転処理部は、絶対値を取ることにより位相微分画像を部分的に反転する。
【００１５】
本発明の放射線撮影装置は、前記補正済みの位相微分画像を、前記格子の格子方向に直交する方向に沿って積分処理して位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備える。
【００１６】
前記放射線画像検出器の検出面は、被検体を透過した放射線が入射する被検体検出領域と、放射線が被検体を透過せずにそのまま入射する素抜け領域とに区分されており、前記部分反転処理部は、前記素抜け領域に対応する位相微分画像の値を基準として位相微分画像を部分的に反転する。この場合、前記素抜け領域の放射線入射側に、放射線吸収性を有する平板状の吸収板を備えることが好ましい。
【００１７】
本発明の放射線撮影装置は、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に、放射線源から放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子とからなる２つの格子を備え、前記放射線画像検出器は、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する。
【００１８】
本発明の放射線撮影装置は、前記第１の格子に対する第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成し、前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。
【００１９】
前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を前記第２の格子に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。
【００２０】
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前記第１の周期パターン像を生成するものであってもよい。
【００２１】
本発明の放射線撮影装置は、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備える。
【００２２】
本発明の画像処理方法は、放射線源から放射された放射線を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に配置された少なくとも１つの格子と、を備えた放射線撮影装置に画像処理方法において、前記放射線画像検出器により生成された画像データに基づいて位相微分画像を生成し、この位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃えることを特徴とする。
【発明の効果】
【００２３】
本発明によれば、位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃えるので、被検体のエッジ部分の視認性が向上された位相微分画像を生成することができる。
【００２４】
また、本発明によれば、部分反転処理部により位相微分画像が部分的に反転された後、値が存在しなくなった領域の階調を圧縮し、値が存在する領域に階調を割り当てるダイナミックレンジ圧縮処理を行うので、さらに視認性が向上された位相微分画像を生成することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】Ｘ線撮影装置の構成を示すブロック図である。
【図２】Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。
【図３】第１及び第２の格子の構成を示す概略側面図である。
【図４】第２の格子の並進移動を説明する図である。
【図５】強度変調信号を例示するグラフである。
【図６】画像処理部の構成を示すブロック図である。
【図７】被検体のｘ方向に沿う位相微分画像のプロファイルを示す図であり、（Ａ）は処理前のプロファイル、（Ｂ）は部分反転処理後のプロファイル、（Ｃ）はＤＲ圧縮処理後のプロファイルを示す。
【図８】別実施形態における画像処理部の構成を示すブロック図である。
【図９】検出面に区分された被検体検出領域及び素抜け領域を示す平面図である。
【図１０】素抜け領域のＸ線入射側に配置する吸収板を示す概略斜視図である。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
（第１の実施形態）
図１において、Ｘ線撮影装置１０は、Ｘ線源１１、撮影部１２、メモリ１３、画像処理部１４、画像記録部１５、撮影制御部１６、コンソール１７、及びシステム制御部１８を備えている。Ｘ線源１１は、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に向けてＸ線を放射する。
【００２７】
撮影部１２は、Ｘ線画像検出器２０と、第１及び第２の格子２１，２２とからなる。第１及び第２の格子２１，２２は、吸収型格子であり、Ｘ線照射方向であるｚ方向に関してＸ線源１１に対向配置されている。Ｘ線源１１と第１の格子２１との間には、被検体Ｈが配置可能な間隔が設けられている。Ｘ線画像検出器２０は、例えば、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２の格子２２の背後に、検出面２０ａがｚ方向に直交するように配置されている。
【００２８】
第１の格子２１は、ｚ方向に直交する格子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、縞状のパターンを形成している。第２の格子２２は、第１の格子２１と同様にｙ方向に延伸され、かつｘ方向に沿って交互に配列された複数のＸ線吸収部２２ａ及びＸ線透過部２２ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ，２２ａは、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等のＸ線吸収性を有する金属からなる。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。
【００２９】
第１の格子２１は、Ｘ線源１１から放射されたＸ線を部分的に通過させて第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）を生成する。第２の格子２２は、第１の格子２１により生成されたＧ１像を部分的に透過させて第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）を生成する。Ｇ１像は、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。
【００３０】
Ｘ線画像検出器２０は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。メモリ１３は、Ｘ線画像検出器２０から読み出された画像データを一時的に記憶する。画像処理部１４は、メモリ１３に記憶された画像データに基づいて位相微分画像を生成し、この位相微分画像に基づいて位相コントラスト画像を生成する。画像記録部１５は、後述する表示用位相微分画像や位相コントラスト画像を記録する。撮影制御部１６は、Ｘ線源１１及び撮影部１２の制御を行う。
【００３１】
撮影部１２には、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が設けられている。走査機構２３は、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、縞走査の各走査位置でＸ線画像検出器２０により撮影される画像データがそれぞれ記憶される。
【００３２】
コンソール１７は、撮影条件の設定や撮影実行指示等の操作を可能とする操作部１７ａと、撮影情報や、表示用位相微分画像、位相コントラスト画像等の表示を行うモニタ１７ｂを備えている。システム制御部１８は、操作部１７ａから入力される信号に応じて各部を統括的に制御する。
【００３３】
図２において、Ｘ線画像検出器２０は、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とを備えた画素３０が２次元状に多数配列されたものである。また、Ｘ線画像検出器２０は、画素３０の行ごとに設けられたゲート走査線３３と、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付与する走査回路３４と、画素３０の列ごとに設けられた信号線３５と、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読み出し回路３６とから構成されている。なお、各画素３０の詳細な層構成については、特開２００２−２６３００号公報に記載されている層構成と同様である。
【００３４】
読み出し回路３６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３０から信号線３５を介して出力された電荷を積分して画像信号を生成する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより生成された画像信号を、デジタル形式の画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ１３に入力する。
【００３５】
Ｘ線画像検出器２０は、入射Ｘ線を電荷に直接変換する直接変換型に限られず、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）やガドリウムオキシサルファイド（ＧＯＳ）等のシンチレータで入射Ｘ線を可視光に変換し、可視光をフォトダイオードで電荷に変換する間接変換型であってもよい。さらに、ＴＦＴに代えて、ＣＭＯＳセンサ等を用いることも可能である。
【００３６】
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及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂを通過したＸ線を幾何光学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。これにより、第１及び第２の格子２１，２２は、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。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ｘ方向の幅を１〜１０μｍ程度とすればよい。
【００３７】
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される。本実施形態においては、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る。すなわち、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、第１の格子２１の格子ピッチをｐ１、Ｘ線焦点１１ａと第１の格子２１との間の距離Ｌ１、第１の格子２１と第２の格子２２との間の距離Ｌ２とした場合、下式（１）をほぼ満たすように決定される。
【００３８】
【数１】
2014138625.tif 000003
【００３９】
Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置するとＧ２像が被検体Ｈにより変調を受ける。この変調量には、被検体Ｈでの屈折によって偏向したＸ線の角度が反映される。同図には、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折するＸ線の１つの経路が例示されている。符号Ｘ１は、被検体Ｈが存在しない場合にＸ線が直進する経路を示している。この経路Ｘ１を進むＸ線は、第１及び第２の格子２１，２２を通過してＸ線画像検出器２０に入射する。符号Ｘ２は、被検体Ｈが存在する場合に、被検体Ｈにより屈折したＸ線の経路を示している。この経路Ｘ２を進むＸ線は、第１の格子２１を通過した後、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａにより吸収される。
【００４０】
被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）として、下式（２）で表される。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。
【００４１】
【数２】
2014138625.tif 000004
【００４２】
第２の格子２２の位置に形成されたＧ１像は、被検体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に下式（３）で表される。
【００４３】
【数３】
2014138625.tif 000005
【００４４】
ここで、屈折角φは、Ｘ線の波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、下式（４）で表される。
【００４５】
【数４】
2014138625.tif 000006
【００４６】
このように、変位量Δｘは、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、変位量Δｘ及び屈折角φは、Ｘ線画像検出器２０により検出される各画素の強度変調信号の位相ズレ量ψ（被検体Ｈがある場合とない場合とでの強度変調信号の位相ズレ量）と、下式（５）に示すように関連している。
【００４７】
【数５】
2014138625.tif 000007
【００４８】
したがって、上式（４）及び（５）により、強度変調信号の位相ズレ量ψが位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量に対応することが分かる。この微分量をｘについて積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち位相コントラスト画像が生成される。
【００４９】
縞走査法では、強度変調信号を得るために、第１及び第２の格子２１，２２の一方を他方に対して相対的にｘ方向に並進移動（走査）させながら、所定の複数の走査位置でＧ２像の撮影を行う。本実施形態では、第１の格子２１を固設し、走査機構２３により第２の格子２２をｘ方向に移動させる。Ｇ２像にはモアレ縞が生じる。このモアレ縞は、第２の格子２２の移動に伴って移動しｘ方向への移動距離が第２の格子２２の格子周期（格子ピッチｐ２）に達すると元の位置に戻る。
【００５０】
図４は、配列ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した値（ｐ２／Ｍ）を走査ピッチとし、この走査ピッチごとに第２の格子２２を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個の各走査位置に、第２の格子２２を順に移動させる。
【００５１】
ｋ＝０の位置では、主として、Ｘ線源１１から放射され被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の格子２２を通過する。ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子２２を移動させていくと、第２の格子２２を通過するＸ線は、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の格子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の格子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。
【００５２】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各走査位置で、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像の撮影を行うと、メモリ１３にＭ枚の画像データが記憶される。各画素３０について得られるＭ個の画素値が上記強度変調信号を構成する。
【００５３】
具体的には、各画素３０で得られたＭ個の画素値は、図５に例示するように、走査位置ｋに対して周期的に変化する。同図中の破線は、被検体Ｈを配置しない状態で得られる強度変調信号を例示している。これに対して、実線は、被検体Ｈを配置した状態で、被検体Ｈの影響により位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が生じた強度変調信号を例示している。ここで、ｘ，ｙは、画素３０の座標を示している。
【００５４】
次に、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出原理について説明する。走査位置ｋに対する画素値Ｉｋ（ｘ，ｙ）の変化を表す強度変調信号は、一般に下式（６）で表される。
【００５５】
【数６】
2014138625.tif 000008
【００５６】
ここで、Ａ０は入射Ｘ線の強度に対応し、Ａｎは強度変調信号の振幅に対応する値である。ｎは正の整数、iは虚数単位である。
【００５７】
格子ピッチｐ２を等分割し、走査ピッチを一定とした場合には、下式（７）が成立する。この関係式を適用すると、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、下式（８）で表される。
【００５８】
【数７】
2014138625.tif 000009
【数８】
2014138625.tif 000010
【００５９】
さらに、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、三角関数を用いて下式（９）のように表される。以下、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を位相微分値ψ（ｘ，ｙ）と称する。
【００６０】
【数９】
2014138625.tif 000011
【００６１】
図６において、画像処理部１４は、位相微分画像生成部４０、位相コントラスト画像生成部４１、及び表示用位相微分画像生成部４２を備える。位相微分画像生成部４０は、縞走査により取得されメモリ１３に記憶されたＭ枚分の画像データに基づき、上式（９）を用いて演算を行うことにより位相微分画像を生成する。
【００６２】
位相コントラスト画像生成部４１は、位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像をｘ方向に沿って積分を行うことにより位相コントラスト画像を生成する。
【００６３】
表示用位相微分画像生成部４２は、部分反転処理部４３とダイナミックレンジ（ＤＲ）圧縮処理部４４とを備える。表示用位相微分画像生成部４２は、位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像を、部分反転処理部４３とＤＲ圧縮処理部４４とにより処理を行うことにより表示用位相微分画像を生成する。
【００６４】
位相微分画像生成部４０により生成された位相微分値ψ（ｘ，ｙ）は、図７（Ａ）に示すように、被検体Ｈのエッジ部分にピークＳ１，Ｓ２が生じており、一方のピークＳ１と、他方のピークＳ２とで正負が逆となっている。これは、被検体Ｈの一方のエッジ部分と他方のエッジ部分とでＸ線の屈折方向が逆向きとなることによる。
【００６５】
部分反転処理部４３は、図７（Ｂ）に示すように、位相微分画像を部分的に反転してピーク方向を揃える。位相微分値ψ（ｘ，ｙ）は、理想的には、被検体Ｈの外側の領域Ｓ０で０の値を取る。このため、部分反転処理部４３は、位相微分値ψ（ｘ，ｙ）の絶対値を取ることにより、負の領域を反転させ、ピークＳ１，Ｓ２の方向を同一方向とする。
【００６６】
ＤＲ圧縮処理部４４は、図７（Ｃ）に示すように、部分反転処理部４３により部分反転により値が存在しなくなった領域（負領域）の階調を圧縮し、値が存在する領域（正領域）に階調を割り当てるＤＲ圧縮処理を行う。これにより、ピークＳ１，Ｓ２が同一方向となり、さらに、ほぼ全階調を用いてピークＳ１，Ｓ２が表現されるため、位相微分画像の視認性が向上する。
【００６７】
次に、以上のように構成されたＸ線撮影装置１０の作用を説明する。操作部１７ａから撮影指示が入力されると、走査機構２３により第２の格子２２が所定の走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ並進移動されながら、各走査位置ｋにおいて、Ｘ線源１１によるＸ線照射及びＸ線画像検出器２０によるＧ２像の検出が行われる。この結果、Ｍ枚の画像データが生成され、メモリ１３に格納される。
【００６８】
この後、画像処理部１４によりメモリ１３に格納されたＭ枚の画像データが読み出される。画像処理部１４内では、位相微分画像生成部４０により位相微分画像が生成され、生成された位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部４１及び表示用位相微分画像生成部４２に入力される。位相コントラスト画像生成部４１では、積分処理が行われ位相コントラスト画像が生成される。表示用位相微分画像生成部４２では、部分反転処理部４３により部分反転処理が行われ、ＤＲ圧縮処理部４４によりＤＲ圧縮処理が行われることにより表示用位相微分画像が生成される。
【００６９】
そして、位相コントラスト画像及び表示用位相微分画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７に入力され、モニタ１７ｂに表示される。
【００７０】
なお、上記第１の実施形態では、強度変調信号の位相ズレ量を位相微分値としているが、これを定数倍したものを位相微分値としてもよい。
【００７１】
また、上記第１の実施形態では、位相微分画像の生成を行っているが、これに加えて、吸収画像や小角散乱画像を生成してもよい。吸収画像は、図５に例示した強度変調信号の平均値を求めることにより生成される。小角散乱画像は、強度変調信号の振幅を求めることにより生成される。
【００７２】
また、上記第１の実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の格子２１と第２の格子２２との間に配置してもよい。
【００７３】
また、上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１から射出されるＸ線をコーンビームとしているが、これに代えて、平行ビームを射出するＸ線源を用いることも可能である。この場合には、上式（１）に代えて、ｐ２＝ｐ１をほぼ満たすように第１及び第２の格子２１，２２を構成すればよい。
【００７４】
（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、第２の実施形態のＸ線撮影装置では、Ｘ線源１１の射出側直後に、ＷＯ２００６／１３１２３５号公報等に記されたマルチスリット（線源格子）を設け、焦点を分散化する。これより、高出力のＸ線源を用いることが可能となり、Ｘ線量が向上するため、位相微分画像の画質が向上する。この場合、マルチスリットのピッチｐ０は、下式（１０）を満たす必要がある。
【００７５】
【数１０】
2014138625.tif 000012
【００７６】
本実施形態では、距離Ｌ１は、マルチスリットから第１の格子２１までの距離である。
【００７７】
（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、第１の格子２１が入射Ｘ線を回折せずに幾何光学的に投影する構成としているが、第３の実施形態のＸ線撮影装置では、特開２００８−２００３６１号公報等に記されているように、第１の格子２１でタルボ効果が生じる構成とする。タルボ効果を生じさせるためには、Ｘ線の空間干渉性を高めるように、小焦点のＸ線光源を用いるか、上記のようなマルチスリットを有するＸ線源を用いればよい。
【００７８】
タルボ効果が生じる場合には、第１の格子２１の自己像（Ｇ１像）は、第１の格子２１から下流にタルボ距離Ｚｍだけ離れた位置に生じる。このため、本実施形態では、第１の格子２１から第２の格子２２までの距離Ｌ２をタルボ距離Ｚｍに設定する必要がある。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。
【００７９】
第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１１）で表される。ここで、ｍは正の整数である。
【００８０】
【数１１】
2014138625.tif 000013
【００８１】
また、第１の格子２１がπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１２）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００８２】
【数１２】
2014138625.tif 000014
【００８３】
また、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１３）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００８４】
【数１３】
2014138625.tif 000015
【００８５】
また、第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１４）で表される。ここで、ｍは正の整数である。
【００８６】
【数１４】
2014138625.tif 000016
【００８７】
また、第１の格子２１がπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１５）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００８８】
【数１５】
2014138625.tif 000017
【００８９】
そして、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１６）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００９０】
【数１６】
2014138625.tif 000018
【００９１】
（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置した状態で一連の撮影を行い、上式（９）に基づいて演算を行うことにより被検体Ｈの位相微分画像を生成しているが、第１及び第２の格子２１，２２の製造誤差や配置誤差等により位相微分画像にノイズが生じることがあるため、被検体Ｈを配置しない状態で一連の撮影（プレ撮影）を行い、このプレ撮影で得られた位相微分画像を補正画像として補正を行うようにしてもよい。
【００９２】
本実施形態のＸ線撮影装置は、コンソール１７の操作部１７ａにより、被検体Ｈを配置して撮影を行う本撮影モードと、被検体Ｈを配置せずに撮影を行うプレ撮影モードの切り替えが可能となっている。
【００９３】
図８において、本実施形態の画像処理部は、第１の実施形態の画像処理部１４が備える位相微分画像生成部４０、位相コントラスト画像生成部４１、及び表示用位相微分画像生成部４２に加えて、補正画像記憶部５０及び補正処理部５１を備える。補正画像記憶部５０は、プレ撮影モードにおいて位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像を補正画像として記憶する。
【００９４】
補正処理部５１は、本撮影モードにおいて位相微分画像生成部４０により生成された位相微分画像から、補正画像記憶部５０に記憶された補正画像を減算することによりノイズが除去された補正済み位相微分画像を生成する。この補正済み位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部４１及び表示用位相微分画像生成部４２に入力され、上記第１の実施形態と同様な処理が行われる。
【００９５】
なお、本実施形態において、吸収画像を生成する場合には、本撮影モードとプレ撮影モードのそれぞれにおいて吸収画像を生成し、本撮影モードで得られた吸収画像をプレ撮影モードで得られた吸収画像で除算することにより、第１及び第２の格子２１，２２のＸ線の透過ムラを補正してもよい。
【００９６】
また、同様に、小角散乱画像を生成する場合には、本撮影モードとプレ撮影モードのそれぞれにおいて小角散乱画像を生成し、本撮影モードで得られた小角散乱画像をプレ撮影モードで得られた小角散乱画像で除算することにより、第１及び第２の格子２１，２２に起因するコントラストのムラを補正してもよい。
【００９７】
（第５の実施形態）
次に、本発明の第５の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、部分反転処理部４３は、絶対値を取ることにより位相微分画像を部分的に反転しているが、その他の値を基準として反転を行ってもよい。
【００９８】
本実施形態では、図９に示すように、Ｘ線画像検出器２０の検出面２０ａを、被検体検出領域２０ｂと素抜け領域２０ｃとに区分する。被検体検出領域２０ｂは、被検体Ｈを透過したＸ線が入射する領域であり、素抜け領域２０ｃは、Ｘ線が被検体Ｈを透過せずにそのまま入射する領域である。部分反転処理部４３は、素抜け領域２０ｃに含まれる所定の画素３０の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）を基準として、位相微分画像を部分的に反転する。これにより、被検体Ｈの外側の位相微分値ψ（ｘ，ｙ）が０でない場合であっても、精度よく位相微分画像の部分的な反転処理が行われる。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。
【００９９】
さらに、素抜け領域２０ｃは、Ｘ線が直接入射することにより、画素値が飽和する可能性があるため、図１０に示すように、素抜け領域２０ｃのＸ線入射側に、ある程度のＸ線吸収性を有する平板状の吸収板６０を設けることにより、画素値の飽和を防止してもよい。吸収板６０は、平板状であるためＸ線の屈折が少なく、位相微分値への影響は少ない。
【０１００】
（第６の実施形態）
次に、本発明の第６の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１とＸ線画像検出器２０との間に第１及び第２の格子２１，２２を設けているが、位相部分画像を生成するためには、必ずしも２つの格子を設ける必要はなく、１つの格子のみとすることも可能である。
【０１０１】
本実施形態のＸ線撮影装置は、特開平２００９−１３３８２３号公報に記されたＸ線画像検出器を用いることにより、第１の実施形態における第２の格子２２を排し、第１の格子２１のみとする。本実施形態のＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されたものである。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。
【０１０２】
（第７の実施形態）
次に、本発明の第７の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２を相対移動させながら撮影を行うことによって得られた複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成しているが、第１及び第２の格子２１，２２を固定したまま一度の撮影で得られた単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成することも可能である。
【０１０３】
本実施形態のＸ線撮影装置は、ＷＯ２０１０／０５０４８３号公報に記載されたフーリエ変換法により位相微分画像を生成する。具体的には、位相微分画像生成部は、Ｘ線画像検出器２０により得られた単一の画像データに対してフーリエ変換を行うことによってフーリエスペクトルを取得し、このフーリエスペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトルを分離し、さらに逆フーリエ変換を行なうことにより位相微分画像を生成する。本実施形態では、走査機構２３が不要となる。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。
【０１０４】
本発明は、医療診断用の放射線撮影装置に限定されず、工業用等のその他の放射線撮影装置に適用することが可能である。また、放射線はＸ線に限られず、ガンマ線等を用いることも可能である。
【符号の説明】
【０１０５】
１０  Ｘ線撮影装置
２０  Ｘ線画像検出器
２１  第１の格子
２１ａ  Ｘ線吸収部
２１ｂ  Ｘ線透過部
２２  第２の格子
２２ａ  Ｘ線吸収部
２２ｂ  Ｘ線透過部
３０  画素
３１  画素電極
３３  ゲート走査線
３５  信号線
４２  表示用位相微分画像生成部
【図１】
2014138625.tif 000019
【図２】
2014138625.tif 000020
【図３】
2014138625.tif 000021
【図４】
2014138625.tif 000022
【図５】
2014138625.tif 000023
【図６】
2014138625.tif 000024
【図７】
2014138625.tif 000025
【図８】
2014138625.tif 000026
【図９】
2014138625.tif 000027
【図１０】
2014138625.tif 000028