(57)【要約】      （修正有）【課題】タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置により撮影されたモアレ画像から再構成された吸収画像や小角散乱画像に格子縞やアーチファクト等の画像ムラが写り込むことを的確に防止することが可能な医用画像システムを提供する。【解決手段】医用画像システムは、Ｘ線源１１と、Ｘ線検出器１６と、被写体台１３とを備えるタルボ干渉計またはタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置１と、画像処理手段５とを備え、画像処理手段５は、被写体の代わりに、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる材質や厚さの部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られたバックグラウンド信号と、被写体が撮影された画像信号とを用いて、被写体の吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像を生成する。【選択図】図１
2014135989.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線を照射するＸ線源と、
照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が配置され、前記変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
被写体を保持する被写体台と、
を備えるタルボ干渉計またはタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置と、
前記Ｘ線撮影装置で撮影された被写体の画像信号に基づいて、少なくとも被写体によるＸ線の吸収画像、微分位相画像または小角散乱画像を生成する画像処理手段と、
を備え、
前記画像処理手段は、被写体の代わりに、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる材質および／または厚さの部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られたバックグラウンド信号と、被写体が撮影された前記画像信号とを用いて、少なくとも被写体の前記吸収画像、微分位相画像または前記小角散乱画像を生成することを特徴とする医用画像システム。
【請求項２】
前記画像処理手段は、
前記材質および／または前記厚さを変化させた前記部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られた複数の前記バックグラウンド信号を予め備えており、
被写体が撮影された前記画像信号に基づいて、前記複数のバックグラウンド信号の中から、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる前記材質および／または前記厚さの前記部材を介在させた状態で得られた前記バックグラウンド信号を選択して用いることを特徴とする請求項１に記載の医用画像システム。
【請求項３】
前記画像処理手段は、
被写体のＸ線照射方向の厚さおよび／または被写体の撮影部位と、前記部材の、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる前記材質および／または前記厚さとの関係を予め有しており、
前記被写体のＸ線照射方向の厚さおよび／または前記被写体の撮影部位の情報を入手すると、前記関係に基づいて前記部材の最適な前記材質および／または前記厚さを特定し、特定した前記材質および／または前記厚さの前記部材、またはそれに最も近い前記材質および／または前記厚さの前記部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られた前記バックグラウンド信号を選択して用いることを特徴とする請求項２に記載の医用画像システム。
【請求項４】
前記画像処理手段は、
被写体のＸ線撮影条件および被写体の撮影部位および被写体の撮影画像の特定部分の画像信号と、前記部材の、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる前記材質および／または前記厚さとの関係を予め有しており、
被写体のＸ線撮影条件および被写体の撮影部位および被写体の撮影画像の特定部分の画像信号と、前記関係に基づいて前記部材の最適な前記材質および／または前記厚さを特定し、特定した前記材質および／または前記厚さの前記部材、またはそれに最も近い前記材質および／または前記厚さの前記部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られた前記バックグラウンド信号を選択して用いることを特徴とする請求項２に記載の医用画像システム。
【請求項５】
前記画像処理手段は、前記Ｘ線撮影装置で被写体を撮影する前または後に、被写体も前記部材も前記被写体台に保持しない状態で、被写体を撮影する際の撮影条件と同じ撮影条件で前記Ｘ線源からＸ線を照射して前記Ｘ線検出器で読み取られた信号を用いて、選択した前記バックグラウンド信号を画像補正して用いることを特徴とする請求項２から請求項４のいずれか一項に記載の医用画像システム。
【請求項６】
被写体のＸ線照射方向の厚さおよび／または被写体の撮影部位と、前記部材の、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる前記材質および／または前記厚さとの関係を予め有しており、前記関係に基づいて前記部材の前記材質および／または前記厚さを特定するために必要な前記被写体のＸ線照射方向の厚さおよび／または前記被写体の撮影部位の情報を入手すると、前記関係に基づいて、バックグラウンド撮影において介在させる前記部材の前記材質および／または前記厚さを特定して報知する報知手段を備えることを特徴とする請求項１に記載の医用画像システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置を備える医用画像システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が配置され、これらの変換素子によって生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器（Flat Panel Detector：ＦＰＤ）を備えるＸ線撮影装置としては、例えば、Ｘ線検出器にＸ線を照射するＸ線源や、複数の回折格子等を備えたタルボ（Talbot）干渉計やタルボ・ロー（Talbot-Lau）干渉計を用いたＸ線撮影装置が知られている（例えば特許文献１、２参照）。
【０００３】
そして、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計は、後述するように、一定の周期でスリットが設けられた第１格子を可干渉性（コヒーレント）の光が透過すると光の進行方向に一定周期でその格子像を結ぶタルボ効果を利用するものである。そして、第１格子の格子像を結ぶ位置に第２格子を配置し、この第２格子の格子方向を第１格子の方向に対してわずかに傾けることでモアレ縞を形成させる。
【０００４】
そして、このモアレ縞が乗った画像（以下、モアレ画像という。）を縞走査法の原理に基づく方法（例えば非特許文献１、２参照）で撮影したり、フーリエ変換法（例えば非特許文献３参照）を用いてモアレ画像を解析したりすることで、少なくともＸ線の吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像の３種類の画像を再構成して生成することができることが知られている。
【０００５】
ところで、上記のようにしてタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置でモアレ画像を撮影し、それを単純に再構成してＸ線の３種類の画像を生成すると、格子構造の周期・厚みのムラ等に起因するアーチファクトが写り込む。
【０００６】
そこで、後述するように、通常、被写体を撮影した撮影条件と同じ撮影条件で、被写体が介在しない状態でモアレ画像の撮影を行い、モアレ画像から被写体の吸収画像や小角散乱画像を再構成する画像処理では、被写体が介在しない状態で撮影されたモアレ画像から得られた信号（以下、バックグラウンド信号といい、ＢＧ信号と略記する。）を用いてバックグラウンド補正を行い、被写体が撮影されたモアレ画像から得られた画像信号から上記の格子起因のアーチファクトを除去する処理が行われる。
【０００７】
そして、このような処理を行うことで、再構成して生成された３種類の画像中に、格子構造の周期・厚みのムラ等に起因するアーチファクト（以下、これらを簡単に画像ムラという。）が写り込んでしまうことを防止していた。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００８−２００３５９号公報
【特許文献２】国際公開第２０１１／０３３７９８号パンフレット
【非特許文献】
【０００９】
【非特許文献１】K. Hibino et al, J. Opt. Soc. Am. A, Vol.12, (1995) p.761-768
【非特許文献２】A. Momose et al, J. Appl. Phys., Vol.45, (2006) p.5254-5262
【非特許文献３】M. Takeda et al, J. Opt. Soc. Am, Vol.72, No.1, (1982) p.156
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
しかしながら、本発明者らの研究では、上記のように被写体が介在しない状態でモアレ画像を撮影し、そのモアレ画像から得られたＢＧ信号と、被写体が撮影されたモアレ画像から得られた画像信号とを用いて吸収画像や小角散乱画像を生成しても、必ずしも十分に画像ムラを除去することができず、吸収画像や小角散乱画像中に画像ムラが残ってしまう場合があることが分かってきた。
【００１１】
吸収画像や小角散乱画像中にこのような画像ムラが存在すると、吸収画像や小角散乱画像が見づらくなる。また、それとともに、画像中にわずかに写っている患者の病変部が画像ムラに隠れて見づらくなり、病変部を見落としてしまう等の悪影響を生じさせてしまう虞れがある。
【００１２】
本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置により撮影されたモアレ画像から再構成された吸収画像や小角散乱画像に格子縞やアーチファクト等の画像ムラが写り込むことを的確に防止することが可能な医用画像システム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】
【００１３】
前記の問題を解決するために、本発明の医用画像システムは、
Ｘ線を照射するＸ線源と、
照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が配置され、前記変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
被写体を保持する被写体台と、
を備えるタルボ干渉計またはタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置と、
前記Ｘ線撮影装置で撮影された被写体の画像信号に基づいて、少なくとも被写体によるＸ線の吸収画像、微分位相画像または小角散乱画像を生成する画像処理手段と、
を備え、
前記画像処理手段は、被写体の代わりに、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる材質および／または厚さの部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られたバックグラウンド信号と、被写体が撮影された前記画像信号とを用いて、少なくとも被写体の前記吸収画像、微分位相画像または前記小角散乱画像を生成することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１４】
本発明のような方式の医用画像システムによれば、被写体撮影の際に被写体と透過したＸ線のエネルギーのスペクトルと、バックグラウンド撮影の際に部材を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルとが同等となる（後述する図６参照）。そのため、被写体が撮影された画像信号とバックグラウンド信号にそれぞれ含まれる画像ムラの大きさが同程度になるため、バックグラウンド補正を行うことで画像ムラの成分が的確に相殺されて、吸収画像や小角散乱画像中から画像ムラが的確に除去される。
【００１５】
そのため、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置により撮影されたモアレ画像から再構成されて生成された吸収画像中や小角散乱画像中に格子縞やアーチファクト等の画像ムラが写り込むことを的確に防止することが可能となり、画像中に画像ムラが残ることによって上記のような悪影響を生じることを的確に防止することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本実施形態に係る医用画像システムを模式的に示した図である。
【図２】マルチスリットや第１格子、第２格子の概略平面図である。
【図３】タルボ干渉計の原理を説明する図である。
【図４】画像信号に対して従来のバックグラウンド撮影で得られたＢＧ信号を用いてバックグラウンド補正を行って得られた（Ａ）吸収画像の例と（Ｂ）小角散乱画像の例を示す写真である。
【図５】被写体が存在しない場合に比べて被写体が存在する場合にＸ線のエネルギーのスペクトルが高エネルギー側にシフトすることを表すグラフである。
【図６】部材が介在する状態でバックグラウンド撮影を行うと、部材を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルが変化し、被写体が存在する場合のＸ線のエネルギーのスペクトルと同等のスペクトルにすることが可能であることを説明するグラフである。
【図７】画像信号に対して部材を介在させた状態で行ったバックグラウンド撮影で得られたＢＧ信号を用いてバックグラウンド補正を行って得られた（Ａ）吸収画像の例と（Ｂ）小角散乱画像の例を示す写真である。
【図８】被写体の体動が小さい場合には比較的鮮明な（Ａ）吸収画像や（Ｂ）微分位相画像が得られることを表す写真である。
【図９】被写体の体動が大きいとぼやけた状態の（Ａ）吸収画像や（Ｂ）微分位相画像が得られることを表す写真である。
【図１０】吸収画像等の中に見出された骨部の端部の位置に対応する画素を示す図である。
【図１１】関節部分が撮影された微分位相画像の例、および画像中に撮影されている関節部分の軟骨部の端部を示す写真である。
【図１２】微分位相画像中の骨部の端部の位置に対応する画素、および軟骨部の端部に対応する画素を示す図である。
【図１３】（Ａ）被写体の体動が小さい場合にはヒストグラムの度数Ｆの分布の幅が拡がることを説明する図であり、（Ｂ）被写体の体動が大きい場合にはヒストグラムの度数Ｆの分布の幅が狭まることを説明する図である。
【図１４】ｍ回目の被写体撮影とｍ＋１回目の被写体撮影との間で被写体の体動が生じた場合を説明する図である。
【図１５】Ｍ個の各画像信号を２つのグループＧ１、Ｇ２に分割すること、およびグループＧ２に属する各画像信号をグループＧ１に属する各画像信号に対して平行移動させることを説明する図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、本発明に係る医用画像システムの実施の形態について、図面を参照して説明する。
【００１８】
［医用画像システムの構成について］
前述したように、本発明に係る医用画像システムは、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置を備える医用画像システムとして構成される。
【００１９】
ここで、タルボ干渉計等を構築する基本となるタルボ効果とは、一定の周期でスリットが設けられた第１格子（Ｇ１格子等ともいう。）を可干渉性（コヒーレント）の光が透過すると、光の進行方向に一定周期でその格子像を結ぶ現象をいう。この格子像は自己像と呼ばれ、前述したように、タルボ干渉計は、自己像を結ぶ位置に第２格子（Ｇ２格子等という。）を配置し、この第２格子の格子方向を第１格子の方向に対してわずかに傾けることでモアレ縞を形成する。
【００２０】
そして、第２格子の前に物体を配置するとモアレ縞が乱れることから、タルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置を備える医用画像システムでは、第１格子の前に被写体を配置して可干渉性Ｘ線を照射した場合と、被写体を配置しない状態で可干渉性Ｘ線を照射した場合にそれぞれ得られるモアレ縞を有する画像（以下、モアレ画像という。）を解析することによって被写体の再構成画像を得ることができる。なお、この点における本発明の構成については、後で詳しく説明する。
【００２１】
また、Ｘ線源と第１格子間にマルチスリット（Ｇ０格子）を設置したタルボ・ロー干渉計も知られている。タルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置を備える医用画像システムは、基本的には、上記のタルボ干渉計を用いたシステムと同様に構成されるが、マルチスリットを用いることで、より出力が高いインコヒーレントなＸ線源を使用することが可能で、単位時間当たりの照射線量を増大させることが可能となる等のメリットが得られる。
【００２２】
そして、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置では、上記のようにモアレ画像が撮影されるが、前述したように、そのモアレ画像を縞走査法の原理に基づく方法で撮影したり、フーリエ変換法を用いてモアレ画像を解析したりすることで、少なくともＸ線の吸収画像と、微分位相画像と、小角散乱画像の３種類の画像を再構成することができる。
【００２３】
以下、本実施形態に係る医用画像システムの構成について簡単に説明する。図１は、本実施形態に係る医用画像システムを模式的に示した図である。
【００２４】
図１に示すように、医用画像システムは、Ｘ線撮影装置１と画像処理手段５とを備える。なお、図１では、Ｘ線撮影装置１として、タルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置１が示されており、以下の説明においてもタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置１について説明するが、タルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置を用いることも可能であり、その場合にも本発明が適用される。また、タルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置を用いる場合も、以下と同様に説明される。
【００２５】
また、画像処理手段５は、Ｘ線撮影装置１により得られたモアレ画像を用いて被写体の再構成画像、すなわちＸ線の吸収画像、微分位相画像および小角散乱画像を生成するようになっている。しかし、後述するように、画像処理手段５で、吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像の全てを生成するように構成する必要はなく、それらのうちのいずれかの画像を生成するものであればよい。なお、画像処理手段５における処理等については、後で詳しく説明する。
【００２６】
［Ｘ線撮影装置の構成について］
医用画像システムのＸ線撮影装置１は、図１に示すように、Ｘ線源１１と、マルチスリット１２を含む第１のカバーユニット１２０と、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、およびＸ線検出器１６を含む第２のカバーユニット１３０と、支柱１７と、本体部１８と、基台部１９とを備える。
【００２７】
図１に示されるＸ線撮影装置１は縦型であり、Ｘ線源１１（１１１はＸ線源の焦点）、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、この順序に重力方向であるｚ方向に配置される。また、ｚ方向が、Ｘ線源１１からのＸ線の照射軸方向ということになる。
【００２８】
図１において、第１のカバーユニット１２０内の、１２ａは調整部、１２ｂは取付用アーム、１１２は付加フィルター、１１３は照射野絞り、１１４は照射野ランプを表す。また、第２のカバーユニット１３０内の１４０は第１格子１４および第２格子１５を含む格子ユニットを表す。
【００２９】
そして、本実施形態では、第１、第２のカバーユニット１２０、１３０内の各構成要素が、それぞれ図示しないカバー部材に覆われて保護されるようになっている。なお、Ｘ線撮影装置１で縞走査法を用いてモアレ画像の撮影を行うように構成される場合は、例えば第２のカバーユニット１３０内に、第２格子１５を一定方向（図１や後述する図２におけるｘ方向）に移動させるための機構（図示省略）が設けられる。
【００３０】
なお、調整部１２ａは、マルチスリット１２のｘ、y、ｚ方向の位置やｘ、ｙ、ｚ軸周りの回転角度を微調整するための機構であり、マルチスリット１２を精度よく基台部１９に固定できるのであれば、調整部１２ａは必ずしも設けられる必要はない。また、図１において、１７ａはＸ線源１１と支柱１７とをつなぐ緩衝部材を表す。
【００３１】
図２に示すように、マルチスリット１２（Ｇ０格子ともいう。）、第１格子１４（Ｇ１格子ともいう。）および第２格子１５（Ｇ２格子ともいう。）は、いずれも、Ｘ線照射軸方向であるｚ方向と直交するｘ方向に複数のスリットが配列されて設けられた回折格子である。これらを構成するための材料や形成方法等については、例えば前述した特許文献２等を参照されたい。
【００３２】
また、図２に示すように、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５のスリットの各周期ｄ（以下、それぞれｄ０、ｄ１、ｄ２という。）が、それぞれ図１に示すマルチスリット１２と第１格子１４や第２格子１５との各距離Ｒ１、Ｒ２や、第１格子１４−第２格子１５間の距離ｚｐとの間で、下記の（１）〜（４）式に示す条件、或いはそれに近い条件を満たすように定められる（参照文献：W. Yashiro et al., Efficiency of capturing a phase image using cone-beam x-ray Talbot interferometry. Opt. Soc. Am., 25, 2025, 2008.）。
【００３３】
ｚｐ＝ｐｄ１・αｄ２／λ    …（１）
ｄ２＝Ｒ２ｄ１／（Ｒ１α）  …（２）
Ｒ１／ｄ０＝ｚｐ／ｄ２    …（３）
１／ｄ０＝α／ｄ１−１／ｄ２    …（４）
【００３４】
なお、上記の各式において、ｐ、αは第１格子１４の型によって決まるタルボ次数および定数であり、ｐやαは第１格子１４の種類によって異なる。これらの代表例を以下に示す。なお、下記の表においてｎは正の整数である。
【表１】
2014135989.tif 000003
【００３５】
そして、上記の条件が満たされるとき、マルチスリット１２と第１格子１４の各スリットを通過したＸ線により形成される自己像を、それぞれ第２格子１５上で重なり合わせることが可能となる。
【００３６】
［タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計の原理について］
ここで、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計に共通する原理について説明する。図３に示すように、Ｘ線源１１から照射されたＸ線が第１格子１４を透過すると、透過したＸ線がｚ方向に一定の間隔で像を結ぶ。この像を自己像といい、このように自己像がｚ方向に一定の間隔をおいて形成される現象をタルボ効果という。
【００３７】
そして、第１格子１４の自己像が像を結ぶ位置に第２格子１５を配置し、その際、第２格子１５の格子方向（すなわちスリットの延在方向。図２におけるｙ軸方向参照）が、第１格子１４の格子方向に対して僅かに角度を持つように配置すると、第２格子１５上でモアレ画像（図３においてＭｏで示す。）が得られる。
【００３８】
なお、図３では、モアレ画像Ｍｏを第２格子１５上に記載すると分かりにくくなるため、モアレ画像Ｍｏを第２格子１５から離して記載しているが、実際には第２格子１５上および第２格子１５の下流側でモアレ画像Ｍｏが形成される。また、図３では、後述するようにＸ線源１１と第１格子１４との間に存在する被写体Ｈの影響がモアレ画像Ｍｏ中に現れている場合が示されているが、被写体Ｈが存在しなければモアレ縞のみが現れる。
【００３９】
また、Ｘ線源１１と第１格子１４間に被写体Ｈが存在すると、被写体によってＸ線の位相がずれるため、図３に示すようにモアレ画像Ｍｏ上のモアレ縞が被写体の辺縁を境界に乱れる。そして、モアレ画像Ｍｏを処理することによってこのモアレ縞の乱れを検出し、被写体像を再構成して画像化することができる。これがタルボ干渉計の原理である。
【００４０】
［Ｘ線撮影装置における他の構成について］
図１に示したＸ線撮影装置１の他の構成要素について説明すると、被写体台１３は、被写体を保持するための保持台である。また、Ｘ線検出器１６は、図示を省略するが、照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、これらの変換素子によって生成された電気信号を画像信号として読み取る装置である。
【００４１】
Ｘ線検出器１６と第２格子１５との距離が離れれば離れるほど、形成されたモアレ画像ＭｏをＸ線検出器１６で撮影する際にモアレ画像Ｍｏがぼけてしまうため、Ｘ線検出器１６は、第２格子１５に当接するように基台部１９に位置固定されることが好ましい。
【００４２】
Ｘ線検出器１６としては、いわゆるフラットパネルディテクター（ＦＰＤ）を用いることができる。ＦＰＤには、Ｘ線をシンチレーターを介して光電変換素子により電気信号に変換する間接変換型、Ｘ線を直接的に電気信号に変換する直接変換型があるが、何れを用いてもよい。また、Ｘ線検出器１６として、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）やＸ線カメラ等の撮影手段を用いることも可能である。
【００４３】
本体部１８は、Ｘ線源１１やＸ線検出器１６等に接続されており、Ｘ線源１１からのＸ線照射を制御する。また、それとともに、Ｘ線検出器１６で撮影されたモアレ画像Ｍｏを画像処理手段５に送信したり、或いはＸ線検出器１６で読み取られた電気信号からモアレ画像Ｍｏを生成して画像処理手段５に送信する。また、
【００４４】
本体部１８は、その他、Ｘ線撮影装置１に対する全般的な制御を行うようになっている。なお、本体部１８が入力手段や表示手段、記憶手段等の適宜の手段や装置を備えるように構成されることは言うまでもない。
【００４５】
［画像処理手段の構成等について］
次に、本実施形態に係る医用画像システムの画像処理手段５の構成等について説明する。なお、本実施形態では、画像処理手段５は、上記のようにしてＸ線撮影装置１により得られたモアレ画像Ｍｏを用いて被写体の再構成画像、すなわちＸ線の吸収画像、微分位相画像および小角散乱画像を生成するように構成されているが、前述したように、画像処理手段で必ずしもこれらの３種類の再構成画像を全て生成するように構成する必要はない。
【００４６】
本実施形態では、画像処理手段５は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピューターが用いられており、Ｘ線撮影装置１と画像処理手段５とはネットワークを介して接続されている。
【００４７】
そして、画像処理手段５は、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置１で縞走査法を用いて撮影された複数枚のモアレ画像Ｍｏの各画像信号が送信されてくると、それらの各画像信号を用いてＸ線の吸収画像、微分位相画像および小角散乱画像を再構成するようになっている。
【００４８】
なお、Ｘ線撮影装置１が縞走査法を用いた撮影を行わない場合には、例えば、前述した第１格子１４と第２格子１５の各格子方向の間の角度を大きくし、より細かなモアレ縞が形成される状態で撮影されたモアレ画像Ｍｏの画像信号をＸ線撮影装置１から画像処理手段５に送信し、画像処理手段５で、送信されてきた画像信号をフーリエ変換法を用いて解析することで、上記と同様にＸ線の吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像を生成することができる。
【００４９】
［医用画像システムにおける吸収画像等の生成までの基本手順について］
前述したように、医用画像システムにおけるＸ線撮影から画像処理手段におけるモアレ画像Ｍｏからの吸収画像等の生成までの従来の手順は、以下のようにして行われていた。そして、以下の手順は、基本的に、本実施形態に係る医用画像システムにおいても踏襲されている。
【００５０】
すなわち、上記のようなＸ線撮影装置１を用い、被写体を被写体台１３に保持した状態で被写体にＸ線を照射してＸ線検出器１６でモアレ画像Ｍｏを撮影する（以下、被写体撮影という。）。
【００５１】
その際、Ｘ線撮影で上記の縞走査法を用いるように構成されている場合には、前述したように、例えば第２格子１５（図１や図２参照）を一定方向（すなわちｘ方向）に移動させながら複数枚のモアレ画像Ｍｏを撮影する。また、例えば画像処理手段５でフーリエ変換法を用いてモアレ画像Ｍｏを解析するように構成されている場合には、１枚或いは所定枚のモアレ画像Ｍｏを撮影する。
【００５２】
また、それと前後して、被写体撮影における撮影条件と同じ撮影条件の下で、バックグラウンド撮影を行う。すなわち、被写体を被写体台１３に保持しない状態でＸ線を照射してＸ線検出器１６でモアレ画像Ｍｏを撮影する。
【００５３】
なお、このように被写体が存在しない状態でバックグラウンド撮影されたモアレ画像Ｍｏを、以下、被写体が撮影されたモアレ画像Ｍｏと区別するために、ＢＧモアレ画像Ｍｂという。また、前述したように、ＢＧモアレ画像Ｍｂから得られた信号を、以下、バックグラウンド信号といい、ＢＧ信号と略記する。
【００５４】
また、被写体撮影の場合と同様に、バックグラウンド撮影の場合も、縞走査法を用いる場合は、例えば第２格子１５を一定方向に移動させながらＢＧモアレ画像Ｍｂを複数枚撮影し、また、例えば画像処理手段５でフーリエ変換法を用いてＢＧモアレ画像Ｍｂを解析する場合には、１枚或いは所定枚のＢＧモアレ画像Ｍｂを撮影する。
【００５５】
そして、被写体撮影やバックグラウンド撮影が終了すると、Ｘ線撮影装置１から、被写体が撮影されたモアレ画像Ｍｏの全ての画像信号と、バックグラウンドが撮影されたＢＧモアレ画像Ｍｂの全てのＢＧ信号が画像処理手段５に送信される。
【００５６】
そして、画像処理手段５では、これらの画像信号とＢＧ信号から、以下のようにして吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像の各画素値を算出して、吸収画像等を再構成して生成するように構成される。なお、以下、被写体撮影で得られたモアレ画像Ｍｏの画素（すなわち変換素子。以下同じ。）ごとの画像信号をＩS（ｘ，ｙ）と表し、バックグラウンド撮影で得られたＢＧモアレ画像Ｍｂの画素ごとのＢＧ信号をＩBG（ｘ，ｙ）と表す。
【００５７】
画像処理手段５は、例えば縞走査法を用いて撮影された場合には、複数のモアレ画像ＭｏやＢＧモアレ画像Ｍｂを解析する。なお、以下では、このように縞走査法を用いる場合について説明するが、１枚或いは所定枚のモアレ画像ＭｏやＢＧモアレ画像Ｍｂをフーリエ変換して画像処理を行う場合も同様に説明することができる。
【００５８】
そして、画像処理手段５は、以下のように、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）やＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を、少なくともモアレ縞の直流成分Ｉ0と１次の振幅成分Ｉ1とに分解した形に近似する。なお、下記の各式においてｘやｙは画素位置を表し、Ｍは縞走査回数、１回の格子移動量は１／Ｍ周期で、ｋ番目の格子位置での信号を表す。
IS(x,y,k)＝I0(ES0,x,y)
＋I1(ES1,x,y)×cos2π(yθ/ d2+ζφX(ES1,x,y)+k/M)…（５）
IBG(x,y,k)＝I0(EBG0,x,y)＋I1(EBG1,x,y)×cos2π(yθ/d2+k/M)    …（６）
【００５９】
ここで、ＥS0は格子および被写体を、ＥBG0は格子をそれぞれ透過したＸ線のエネルギーのスペクトルを代表する値であり、例えば、透過したＸ線のエネルギーの平均値やピーク値等である。また、ＥS1は格子および被写体を、ＥBG1は格子をそれぞれ透過したＸ線のエネルギーのスペクトルと、格子の厚さや配置を設計する際に設定されたエネルギーとで決まるモアレ縞の振幅を代表するエネルギー値である。
【００６０】
また、θは第１格子１４と第２格子１５の格子方向間の相対角を表し、ｄ２は前述したように第２格子１５の周期ｄ（図２参照）を表し、ζは格子や配置によって決まる係数を表し、φXは被写体によるＸ線の屈折角を表す。
【００６１】
そして、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）やＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）が上記のように表される場合、吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像の各画素値ＩAB（ｘ，ｙ）、ＩDP（ｘ，ｙ）、ＩV（ｘ，ｙ）はそれぞれ以下の演算を行うことにより算出される。
IAB(x,y)＝I0(ES0,x,y)／I0(EBG0,x,y)    …（７）
IDP(x,y)＝(yθ/ d2+ζφX(ES1,x,y) −yθ/d2))/ζ    …（８）
∴IDP(x,y)＝φX(ES1,x,y)    …（９）
IV(x,y)＝(I1(ES1,x,y)／I0(ES0,x,y))／(I1(EBG1,x,y)／I0(EBG0,x,y))…（１０）
【００６２】
従来から、画像処理手段５におけるモアレ画像Ｍｏ等からの吸収画像等の生成は、基本的には以上のようにして行われていた。すなわち、吸収画像の各画素値ＩAB（ｘ，ｙ）を算出する際には、上記（５）式で表される画像信号ＩS（ｘ，ｙ）におけるモアレ縞の直流成分Ｉ0を、上記（６）式で表されるＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）におけるＩ0で除算する。
【００６３】
また、微分位相画像の各画素値ＩDP（ｘ，ｙ）は被写体によるＸ線の屈折角φXとして算出され、さらに、小角散乱画像の各画素値ＩV（ｘ，ｙ）を算出する際には、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）におけるモアレ縞の１次の振幅成分（Ｉ1）とモアレ縞の直流成分（Ｉ0）の比同士を除算する。
【００６４】
すなわち、少なくとも吸収画像や小角散乱画像を生成する際には、上記（７）式や（１０）式に示すように、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）のＩ0やＩ1をＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）のＩ0やＩ1で除算する。
【００６５】
そして、このようにして、従来の吸収画像等の生成方法では、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）とにそれぞれ写り込んでいる、格子構造の周期や厚みのムラ等に起因するアーチファクト、すなわち画像ムラの成分同士を相殺することで、生成した吸収画像や小角散乱画像等に画像ムラが写り込むことを防止していた。
【００６６】
なお、微分位相画像は、上記（８）式に示すように、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）の余弦関数の変数からＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）の余弦関数の変数を減算することで画像ムラ同士が相殺されるが、結局、上記（９）式に示すように、被写体によるＸ線の屈折角φXとして算出されるため、画像ムラの影響はほとんどないと考えられる。よって、基本的に、微分位相画像は、吸収画像や小角散乱画像を作成した際に用いたのと同じＢＧ画像を用いて（８）式に基づき再構成を行うことで問題はない。
【００６７】
［従来の方法で生成された吸収画像等から画像ムラが消えない現象について］
しかし、前述したように、本発明者らの研究では、上記のようにバックグラウンド撮影を行ってＢＧモアレ画像Ｍｂを撮影し、ＢＧモアレ画像Ｍｂから得られたＢＧ信号ＩBGの各成分を用いて上記のようにして画像信号ＩSの対応する各成分に対して除算や減算を行っても、少なくとも吸収画像や小角散乱画像では、必ずしも十分に画像ムラを除去することができず、吸収画像や小角散乱画像中に画像ムラが残ってしまう場合があることが分かってきた。
【００６８】
図４（Ａ）、（Ｂ）は、管電圧４０ｋＶ（ＡＬ１．０ｍｍ付加）の条件の下で、被写体に見立てた厚さ１．３ｍｍのアルミニウム板を付加して、撮影して得られた画像信号ＩSに対して、この厚さ１．３ｍｍのアルミニウム板を介在させない状態でバックグラウンド撮影を行って得られたＢＧ信号ＩBGを用いて、上記のように（上記（７）式および（１０）式参照）バックグラウンド補正を行って得られた吸収画像ＩABの例（図４（Ａ）参照）と小角散乱画像ＩVの例（図４（Ｂ）参照）を表す図である。
【００６９】
なお、図４（Ａ）、（Ｂ）や後述する図７（Ａ）、（Ｂ）に示す例では、図示しないモアレ画像Ｍｏの全域に厚さ１．３ｍｍのアルミニウム板が被写体撮影されているため、モアレ画像Ｍｏや吸収画像ＩAB、小角散乱画像ＩV中にはアルミニウム板の端部（エッジ部分）は撮影されていない。
【００７０】
例えば図４（Ａ）に示す吸収画像ＩABでは、第１格子１４や第２格子１５の厚みのムラ等に起因すると思われる画像ムラが除去し切れずに画像中に残った状態になっている。また、例えば図４（Ｂ）に示す小角散乱画像ＩVでは、この場合は、第１格子１４の厚みのムラ等に起因すると思われる略円形状の模様すなわち画像ムラが除去し切れずに画像中に残った状態になっている。
【００７１】
すなわち、上記の例では、上記のような処理（上記（７）式や（１０）式参照）を行っても、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）やＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）にそれぞれ写り込んでいる画像ムラの成分同士が相殺されない状態になっている。このように、従来の方法では、モアレ画像ＭｏやＢＧモアレ画像Ｍｂを用いて再構成された少なくとも吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩV中から画像ムラを除去し切れない場合があることが分かった。
【００７２】
［画像ムラが残る現象が発生する原因等について］
このような現象が発生する原因等について本発明者らが研究を重ねた結果、以下のような原因が考えられた。
【００７３】
すなわち、吸収画像ＩABのバックグラウンド補正では、上記（７）式に示したように、ＥS0とＥBG0が画像信号ＩS（ｘ，ｙ）やＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）のモアレ縞の直流成分Ｉ0に含まれている。また、小角散乱画像ＩVのバックグラウンド補正では、上記（１０）式に示したように、ＥS0、ＥBG0のほか、ＥS1とＥBG1が画像信号ＩS（ｘ，ｙ）やＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）のモアレ縞の１次の振幅成分Ｉ1に含まれている。
【００７４】
前述したように、ＥBG0やＥBG1が格子のみを透過したＸ線のエネルギーのスペクトルに依存する値であるのに対し、ＥS0やＥS1は、格子と被写体の両方を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルに依存する値である。そして、Ｘ線は被写体を透過する際に、主に波長が長い成分（すなわちエネルギーが低い成分）が被写体によって散乱される。
【００７５】
そのため、第１格子１４（図３等参照）に到達するＸ線のエネルギーは、被写体が介在する場合（すなわち被写体撮影の場合）と介在しない場合（すなわちバックグラウンド撮影の場合）とで、例えば図５に示すようにスペクトルが変化する。すなわち、被写体が存在しない場合に比べて、Ｘ線のエネルギーのスペクトルは、その平均値やピーク等が高エネルギー側にシフトする。
【００７６】
なお、図５は、タングステン管、管電圧４０ｋＶ（ＡＬ２．５ｍｍ付加）の条件の下で、被写体として５０％乳腺＋５０％脂肪（厚さは一様に４５ｍｍ）を介在させた場合と介在させない場合における、第１格子１４のＸ線入射面側でのＸ線のエネルギーのスペクトルを文献値より計算したもので、実線は被写体を介在させた場合、破線は被写体を介在させない場合をそれぞれ表す。なお、図５、図６は、Ｘ線スペクトル分布を表わしたもので、透過Ｘ線量の絶対値を表すものではない。
【００７７】
被写体が存在する場合（被写体撮影の場合）と存在しない場合（バックグラウンド撮影の場合）とでＸ線のエネルギーのスペクトルが上記のように変化すると、Ｘ線のエネルギーのスペクトル中で第１格子１４に感度があるＸ線のエネルギーの割合や第２格子１５のＸ線透過率が変化する。そのため、被写体が存在する場合と存在しない場合とで第１格子１４を透過後に生成される自己像の強度分布や第２格子１５のＸ線透過率分布が変化すると考えられる。
【００７８】
そのため、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）にそれぞれ含まれる画像ムラの大きさが同程度でなくなるため、上記（７）式や（１０）式に示したように除算処理を行っても、画像ムラの成分が相殺されなくなる。このことが、図４（Ａ）、（Ｂ）に示したように吸収画像ＩAB中や小角散乱画像ＩV中に画像ムラが残る原因の１つと考えられた。
【００７９】
このことを逆に考えると、被写体が介在しないバックグラウンド撮影で第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルが、被写体が介在する被写体撮影で被写体を介して第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルと同じスペクトルになるようにすれば、第１格子１４を透過後に生成される自己像の強度分布や第２格子１５のＸ線透過率分布の、被写体が存在する場合と存在しない場合との比が視野内で一様となる。
【００８０】
そのため、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）にそれぞれ含まれる画像ムラの大きさが同程度になるため、上記（７）式や（１０）式に従って演算を行えば、それらが相殺されて、吸収画像ＩAB中や小角散乱画像ＩV中から画像ムラが消えると考えられた。
【００８１】
そして、上記のように、Ｘ線のエネルギーのスペクトルが変化するのは、Ｘ線が被写体を透過する際にＸ線の一部（主に波長が長い成分）が被写体によって吸収されるためであることから、バックグラウンド撮影の際に、被写体と同程度にＸ線を吸収させるアクリルのような部材を介在させてＸ線を照射すれば、バックグラウンド撮影の際に第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルを、被写体撮影の際に被写体を介して第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルと同等のスペクトルにすることができる。
【００８２】
図６は、図５に示した条件と同じ条件、すなわちタングステン管、管電圧４０ｋＶ（ＡＬ２．５ｍｍ付加）の条件の下で、バックグラウンド撮影の際に、厚さが一様に４０ｍｍのアクリル板を被写体として、第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルを文献値より計算した結果であり、上記と同様に、実線は被写体を介在させた被写体撮影の場合、破線はアクリル板を介在させたバックグラウンド撮影の場合をそれぞれ表す。
【００８３】
この結果から分かるように、バックグラウンド撮影の際に、アクリル板等の部材を介在させるようにすることで、部材を透過して第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルを変化させることが可能であることが分かった。また、図６では図示を省略するが、部材の材質を変えたり（例えばアクリル板をアルミニウム板等に変えたり）、或いは部材の厚さを変えることで、Ｘ線のエネルギーのスペクトルを変化させる度合いを変えることが可能であることも分かった。
【００８４】
そして、このようにして、バックグラウンド撮影の際に部材を介在させて、部材を透過して第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルを被写体撮影の際に第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルと同等のスペクトルにする。そして、その状態で撮影されたモアレ画像ＭｏやＢＧモアレ画像Ｍｂから算出される画像信号ＩS（ｘ，ｙ）やＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）に基づいて吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成すると、図７（Ａ）、（Ｂ）に示すように、吸収画像ＩABにも小角散乱画像ＩVにも画像ムラが残らなくなり、画像ムラが画像中から消えることが分かった。
【００８５】
なお、図７（Ａ）、（Ｂ）では、図４（Ａ）、（Ｂ）の場合と同じく管電圧４０ｋＶ（ＡＬ１．０ｍｍ付加）の条件の下で、被写体として厚さ１．３ｍｍのアルミニウム板を付加して、撮影して得られた画像信号ＩSに対して、部材として厚さ１．３ｍｍのアルミニウム板を介在させた状態でバックグラウンド撮影を行って得られたＢＧ信号ＩBGを用いて得られた吸収画像ＩABの例（図７（Ａ）参照）と小角散乱画像ＩVの例（図７（Ｂ）参照）が示されている。
【００８６】
以上のように、本発明者らが研究を重ねた結果、被写体が介在する場合（すなわち被写体撮影の場合）と介在しない場合（すなわちバックグラウンド撮影の場合）とで、第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルが変化してしまうこと（例えば図５参照）が、前述した従来の方法で生成された吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩV中から画像ムラを除去し切れないことの原因の１つであるという知見を得た。
【００８７】
また、バックグラウンド撮影の際に、被写体の代わりに、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化（図６参照）を生じさせる材質や厚さの部材を介在させた状態でＢＧモアレ画像Ｍｂを撮影するように構成する。
【００８８】
このように構成すれば、上記のようして得られたＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と被写体撮影で得られた画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とに対して上記の従来の演算処理と同じ処理を行い、上記（７）式や（１０）式に従ってバックグラウンド補正を行って吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを算出することで、吸収画像ＩAB（図７（Ａ）参照）や小角散乱画像ＩV（図７（Ｂ）参照）から画像ムラを的確に除去することが可能であり、吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVに画像ムラが写り込むことを的確に防止することが可能であることが分かった。
【００８９】
なお、上記の「同等」とは、被写体撮影の際のＸ線のエネルギーのスペクトルとバックグラウンド撮影の際のＸ線のエネルギーのスペクトルが完全に同一である場合だけでなくほぼ同一である場合を含む概念である。そして、「ほぼ同一」とは、そのようなＸ線のエネルギーのスペクトルとなる状態で被写体撮影とバックグラウンド撮影を行って得られた画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）に対して上記の演算処理を行って生成された吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩV中に目視で画像ムラを視認することができない状態をいう。
【００９０】
［本発明に係る医用画像システムの構成等について］
本実施形態に係る医用画像システムでは、上記のように、画像処理手段１５における画像処理、すなわち上記（５）〜（１０）式に示した演算処理等については、従来の医用画像システムと同様であるが、Ｘ線撮影装置１によるバックグラウンド撮影の際に、従来のようにＸ線源１１と第１格子１４との間に何も介在させない状態でバックグラウンド撮影を行うのではなく、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる材質や厚さの部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影を行う点で、従来の医用画像システムと異なっている。
【００９１】
そして、上記のように、バックグラウンド撮影において部材を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルが、被写体撮影において被写体を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルと同等になる（すなわち図５ではなく図６の状態になる）ようにするために、介在させる部材の材質や厚さを的確に選択することが必要になる。
【００９２】
以下、これを実現するための具体的な構成等について、いくつかの例を挙げて説明する。また、本実施形態に係る医用画像システムの作用についてもあわせて説明する。
【００９３】
なお、上記の説明では、説明を簡単にするために、被写体や部材が大きなものであり、それらの端部（エッジ部分）がモアレ画像ＭｏやＢＧモアレ画像Ｍｂ、吸収画像ＩAB、小角散乱画像ＩV中に撮影されないことを前提として説明した。そして、以下の説明においても、説明を簡単にするために、同じ前提の下で説明する。
【００９４】
しかし、実際の被写体撮影では、被写体の端部がモアレ画像Ｍｏに写り込む状態で撮影される場合、すなわち、モアレ画像Ｍｏ中に被写体が撮影されている領域と背景の領域とがある状態（例えば図３に示した状態）で撮影される場合が多い。そして、この場合、モアレ画像Ｍｏ中の被写体が撮影されている領域の内部に対応する第１格子１４上の部分と、その外側の背景の領域に対応する第１格子１４上の部分とでは、前述した第１格子１４に到達するＸ線のエネルギーのスペクトルが異なる状態になる。
【００９５】
すなわち、被写体が撮影されている領域の内部に対応する第１格子１４上の部分では、Ｘ線のエネルギーのスペクトルが例えば図５において実線で示したようなスペクトルになるのに対し、その外側の背景の領域に対応する第１格子１４上の部分では、Ｘ線のエネルギーのスペクトルが例えば図５において破線で示したようなスペクトルになる。
【００９６】
そして、この場合、吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩV中において格子縞やアーチファクト等の画像ムラが生じないようにしたいのは、画像の背景の領域ではなく被写体が撮影されている領域である。
【００９７】
そのため、上記のようにモアレ画像Ｍｏ中に被写体が撮影されている領域と背景の領域とが存在する場合には、モアレ画像Ｍｏ中の被写体が撮影されている領域を含む関心領域を画像中に設定する。そして、下記の各例に従って、当該関心領域に対応する第１格子１４上の部分におけるＸ線のエネルギーのスペクトルが被写体撮影の場合と同等のスペクトルになるような材質や厚さの部材の選択等を行うように構成することが望ましい。
【００９８】
［例１］
上記の目的、すなわちバックグラウンド撮影において部材を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルを被写体撮影において被写体を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルと同等にするという目的を実現するための最も端的な方法としては、例えば、以下の方法が挙げられる。
【００９９】
すなわち、被写体撮影の際に、被写体台１３（図１参照）の直下や第１格子１４の被写体に対向する側の面（図１では上側の面）で実際にＸ線のエネルギーのスペクトルを測定する。そして、被写体撮影後にバックグラウンド撮影を行い、その際、種々の材質や厚さの部材を被写体台１３に保持した状態で、上記と同じ位置でＸ線のエネルギーのスペクトルを測定する。
【０１００】
そして、Ｘ線のエネルギーのスペクトルが同等となる材質や厚さの部材を選択し、画像処理手段５に対して、当該部材を用いた場合に得られたＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を用いて上記の演算処理を行うように指示する。そして、画像処理手段５は、指示された部材を用いた場合に得られたＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と被写体が撮影された画像信号ＩS（ｘ，ｙ）と用いて上記の演算処理を行って、被写体の吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成する。
【０１０１】
このように構成すれば、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる材質や厚さの部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られたＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）（すなわちこの場合は指示されたＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ））と、被写体が撮影された画像信号ＩS（ｘ，ｙ）を用いて、上記の演算処理を行うことが可能となり、画像ムラが的確に除去された吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成することが可能となる。
【０１０２】
［例２］
上記の［例１］の方法を採用すれば、被写体撮影が行われた条件（各格子の温度等を含む。）と同じ条件でバックグラウンド撮影を行うことができるため、非常に精密に部材の選択を行うことが可能となるといったメリットがある。
【０１０３】
しかし、被写体撮影を行うごとに、種々の材質や厚さの部材を介在させてバックグラウンド撮影を行うことは非効率であり、また、バックグラウンド撮影を行うごとにＸ線を照射しなければならないため、電力が無駄に消費されるとともにＸ線源１１の寿命を縮めることにつながるなど、必ずしも現実的な方法とは言い難い面もある。
【０１０４】
そこで、より現実的な方法としては、例えば、被写体撮影にあわせて行うバックグラウンド撮影の際に介在させるべき部材の材質や厚さを割り出して、放射線技師等に報知するという方法があり得る。
【０１０５】
被写体を透過したＸ線のエネルギーのスペクトル変化に影響を与えるのは、被写体のＸ線の照射方向の厚さである。また、被写体の撮影部位が例えば手や腕部、脚部等である場合には、被写体である患者が極端に太っていたり痩せていたりしない限り、被写体のＸ線の照射方向の厚さはほぼ同じ厚さである。そのため、被写体の撮影部位を特定すれば、被写体のＸ線照射方向の厚さが分かる場合もある。
【０１０６】
そこで、被写体のＸ線照射方向の厚さや被写体の撮影部位と、そのような厚さを有する被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる部材の材質や厚さとの関係を予め求めておく。
【０１０７】
すなわち、例えば、Ｘ線照射方向の厚さがある厚さの被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化を例えば予め実験的に測定し、部材の材質や厚さを種々変化させて、当該厚さの被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる部材の材質や厚さを特定する。そして、この作業を、被写体のＸ線照射方向の厚さを種々変化させるごとに行って、上記の関係を予め求めておく。
【０１０８】
なお、被写体の撮影部位の厚さによるＸ線エネルギーのスペクトル変化と同等のスペクトル変化を生じさせる部材の材質・厚さの関係については、実写による実験対応付けに替えて、理化学事典等で一般的に知られている各材料の物性値等を用いて計算することも可能である。
【０１０９】
そして、この関係を報知手段が予め備えるようにしておき、被写体のＸ線照射方向の厚さや被写体の撮影部位の情報を、放射線技師等が報知手段に入力したり、或いは報知手段がＨＩＳ（Hospital Information System；病院情報システム）やＲＩＳ（Radiology Information System；放射線科情報システム）等からその情報を取得する等して入手すると、報知手段が、上記の関係に基づいて、バックグラウンド撮影において介在させる部材の材質や厚さを特定して報知するように構成することが可能である。
【０１１０】
この場合、画像処理手段５を報知手段として用いるように構成したり、Ｘ線撮影装置１の本体部１８（図１参照）を報知手段として用いるなど報知手段をＸ線撮影装置１側に設けたり、或いは、それらとは別の装置として報知手段を設けることが可能である。また、報知の方法としては、表示や音声など放射線技師等に適切に報知することが可能な方法が採用される。
【０１１１】
このように構成すれば、被写体撮影の前または後に、報知手段によって報知された材質や厚さの部材を被写体台１３上に保持した状態でバックグラウンド撮影を行うことで、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせてＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を得ることが可能となる。そして、このようなＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と、被写体撮影で得られた画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とを用いて、上記の演算処理を行うことが可能となり、画像ムラが的確に除去された吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成することが可能となる。
【０１１２】
また、上記のように構成すれば、被写体撮影に伴うバックグラウンド撮影を１回だけ行えば済むようになるため、電力の消費量をより低減させることが可能となり、また、Ｘ線源１１の短寿命化を防止することも可能となる。
【０１１３】
なお、[例２]では、Ｘ線照射方向の被写体の厚さや被写体の撮影部位と、当該被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる部材の材質や厚さとの関係を予め求めておく、としたが、被写体の厚さの正確な測定は困難な場合もある。
【０１１４】
被写体の厚さ情報は当該被写体を撮影したモアレ縞の直流成分Ｉ0の画像信号に反映されるため、各ｍＡｓ値（すなわち管電流（ｍＡ）と時間（ｓｅｃ）との積）等の撮影条件と、当該撮影条件（ｍＡｓ値）にて各撮影部位を撮影した際に生成されるモアレ縞の直流成分Ｉ0の画像信号と、当該被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる部材の材質や厚さとの関係を予め求めておき、被写体を撮影する際のｍＡｓ値（すなわち撮影条件）、撮影部位、および生成されたモアレ縞の直流成分Ｉ0から、予め求めておいた関係を用いて、部材の材質や厚さを求めるように構成することも可能である。
【０１１５】
［例３］
しかし、上記の［例２］の方法を採用しても、被写体撮影を行うごとにバックグラウンド撮影を少なくとも１回行うことが必要になるが、放射線技師等にとっては被写体撮影ごとにバックグラウンド撮影を行うことは避けたいというのが現実的な要請であろう。
【０１１６】
そこで、画像処理手段５が、予め、材質や厚さを種々変化させた部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られた複数のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を備えておき、状況に応じて適切なＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を選択して用いるように構成することが可能である。このように構成すれば、上記のように被写体撮影を行うごとにバックグラウンド撮影を行う必要がなくなる。以下、これを実現するための具体例について説明する。
【０１１７】
［例３−１］
例えば、上記のように部材の材質や厚さを種々変化させてバックグラウンド撮影を行う際に、部材を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルもあわせて測定し、各部材ごとのＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）にスペクトルをそれぞれ予め対応付けておく。
【０１１８】
そして、画像処理手段５は、被写体撮影で得られたモアレ画像Ｍｏから被写体の画像信号ＩS（ｘ，ｙ）を算出すると、算出した画像信号ＩS（ｘ，ｙ）に基づいて被写体を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルを推定する。そして、推定したスペクトルと同等のスペクトルを上記の各ＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）に対応付けられたスペクトルの中から選択し、特定したスペクトルに対応付けられているＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を選択する。
【０１１９】
そして、選択したＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と、被写体の画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とを用いて上記の演算処理を行って、被写体の吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成する。
【０１２０】
このように構成すれば、画像処理手段５が、予め備えている種々のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）の中から、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる材質や厚さの部材を介在させた状態で得られたＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を的確かつ自動的に選択し、選択したＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と被写体の画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とを用いて、上記の演算処理を行うことが可能となり、画像ムラが的確に除去された吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成することが可能となる。
【０１２１】
なお、予め備えた種々のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）に対応付けられたＸ線のエネルギーのスペクトルの中に、被写体の画像信号ＩS（ｘ，ｙ）に基づいて推定された被写体を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルと同等のスペクトルが存在しない場合には、推定された被写体を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルに最も近い２つのスペクトルを抽出し、例えば当該２つのスペクトルにそれぞれ対応付けられた２つのＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を画素ごとに線形補間する等して、ＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を算出するように構成することが可能である。
【０１２２】
また、下記の［例３−２］や［例３−３］においても同様であるが、画像処理手段５に予め備えられている複数のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）は、Ｘ線撮影装置１を用いて撮影を行う日に、撮影前に部材の材質や厚さを種々変化させてバックグラウンド撮影を行って取得するように構成することが可能である。或いは、数日ごとや数カ月ごとに定期的に、またはＸ線撮影装置１等のキャリブレーション時等に取得するように構成してもよい。
【０１２３】
［例３−２］
画像処理手段５が、前述した［例２］で示した、被写体のＸ線照射方向の厚さや被写体の撮影部位と、そのような厚さを有する被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる部材の材質や厚さとの関係を予め備えるように構成することも可能である。
【０１２４】
従って、この場合、画像処理手段５は、被写体のＸ線照射方向の厚さや被写体の撮影部位と部材の材質や厚さとの関係と、前述した材質や厚さを種々変化させた部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られた複数のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を、予め備えていることになる。
【０１２５】
そして、この場合、被写体のＸ線照射方向の厚さや被写体の撮影部位の情報を、放射線技師等が入力したり、或いはＨＩＳやＲＩＳ等からその情報を取得する等して入手すると、画像処理手段５は、上記の関係に基づいて、まず、バックグラウンド撮影において介在させる部材の材質や厚さを特定する。
【０１２６】
そして、予め備えている複数のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）の中から、上記のようにして特定した材質や厚さの部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られたＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を選択する。そして、選択したＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と、被写体の画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とを用いて上記の演算処理を行って、被写体の吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成する。
【０１２７】
このように構成すれば、画像処理手段５が、予め備えている種々のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）の中から、入手した被写体のＸ線照射方向の厚さや被写体の撮影部位の情報に適合するＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を的確かつ自動的に選択し、選択したＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と被写体の画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とを用いて、上記の演算処理を行うことが可能となり、画像ムラが的確に除去された吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成することが可能となる。
【０１２８】
［例３−３］
なお、上記の［例３−１］や［例３−２］では、予め、材質や厚さを種々変化させた部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影されて得られた複数のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を備えておき、それを用いて吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVの生成を行う場合について説明した。
【０１２９】
しかし、上記のバックグラウンド撮影が予め行われた時点と、実際に被写体撮影が行われる時点では、例えば、第１格子１４と第２格子１５の格子方向間の相対角θがわずかに変化してモアレ画像ＭｏやＢＧモアレ画像Ｍｂにおけるモアレ縞の周期（すなわち例えば図３のモアレ画像Ｍｏにおいて白黒で表されているモアレ縞の周期）が変化している場合等、格子配置がわずかに変化している場合がある。
【０１３０】
すなわち、上記のバックグラウンド撮影が予め行われた時点で撮影されたＢＧモアレ画像Ｍｂのモアレ縞と、被写体撮影が行われる時点で撮影されるモアレ画像Ｍｏのモアレ縞の周期が変化している場合等がある。そのため、生成された吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVに、モアレ縞の周期の違いによる影響が現れてしまう可能性がある。また、微分位相画像も吸収画像、小角散乱画像と同じＢＧ画像を用いて再構成を行うが、（８）式では被写体撮影とＢＧ撮影で第１格子１４と第２格子１５の格子方向間の相対角θが同じとしている場合を記述しているが、これが異なる場合には面内にアーチファクトが発生してしまう可能性がある。
【０１３１】
そこで、例えば、以下のようにして、［例３−１］や［例３−２］で画像処理手段５が選択したＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を画像補正したうえで、画像補正したＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と被写体の画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とを用いて被写体の吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成するように構成することが可能である。
【０１３２】
本発明では、これまで説明してきたように、バックグラウンド撮影を行う際に、従来のように被写体台１３に何も保持しない状態でバックグラウンド撮影を行うのではなく、被写体台１３に部材を保持した状態でバックグラウンド撮影を行ってＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を得るように構成される。そして、この［例３−３］においても、その点は同じである。
【０１３３】
そして、この［例３−３］では、それとは別に、従来と同様に被写体台１３に何も保持しない状態（すなわち被写体も部材も保持しない状態）でバックグラウンド撮影を行って得られた信号を、リファレンス用の信号として改めて用いるように構成される。
【０１３４】
具体的には、まず、上記のように予め材質や厚さを種々変化させた部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影して複数のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を得る時点で、同時に、被写体台１３に何も保持しない状態でバックグラウンド撮影を行って信号を得る。以下、この信号をそれぞれ、上記のＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と区別して、ＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）、ＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）という。また、ＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）は、部材の材質や厚さを種々変化させてバックグラウンド撮影を行うごとに得てもよいが、一連のバックグラウンド撮影の中で１回だけ得るように構成してもよい。
【０１３５】
上記のようにして、ＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）と、部材の材質や厚さを種々変化させてバックグラウンド撮影を行うごとにＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）を得ると、画像処理手段５は、材質や厚さがそれぞれ異なる各部材ごとのＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）と、それらの信号を得る際に同時に得られたＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）とを対応付けて記憶手段に保存しておく。
【０１３６】
なお、前述したように、ＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）を得た時点とＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）を得た時点は同時点であり、ＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）とＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）には同じ画素位置（ｘ，ｙ）に同じモアレ縞が撮影されている。また、上記の場合、前述した［例３−１］、［例３−２］とは異なり、各ＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）やＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）を予め記憶手段に備えておくように構成される。
【０１３７】
一方、被写体撮影を行う際にも、Ｘ線撮影装置１で被写体を撮影する前や後に、上記と同様に、被写体台１３に何も保持しない状態（すなわち被写体も部材も保持しない状態）でバックグラウンド撮影を行ってＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）を得る。
【０１３８】
なお、この被写体撮影の際に得られたＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）を、以下、今回の撮影で得られたＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）という意味でＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）NEWという。また、この場合、ＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）NEWには、今回の撮影時点での第１格子１４と第２格子１５の格子方向間の相対角θ等に起因する周期のモアレ縞の成分が含まれている。
【０１３９】
そして、画像処理手段５は、前述した［例３−１］や［例３−２］で説明した方法を用いて、予め備えている複数のＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）の中から１つのＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）を選択する（すなわち特定の材質や厚さの部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影を行って得られたＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）を選択する）。
【０１４０】
前述したように、選択したＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）には、当該ＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）を得るためのバックグラウンド撮影を行った時点での第１格子１４と第２格子１５の格子方向間の相対角θ等に起因する周期のモアレ縞の成分が含まれている。そして、このモアレ縞の周期は、前述したように、今回得られたＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）NEWに含まれるモアレ縞の周期とは異なっている可能性がある。
【０１４１】
そこで、画像処理手段５は、上記（６）式に示したように、選択したＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）、それに対応付けられているＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）（すなわち当該ＢＧ信号ＩBGS（ｘ，ｙ）が得られた時点で同時に得られたＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ））、今回得られたＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）NEWそれぞれに対して、モアレ縞の直流成分Ｉ0と１次の振幅成分Ｉ1とに分解した形に近似する演算処理を行い、選択したＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）由来の成分をそれに対応付けられたＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）由来の成分で除算したものを今回得られたＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）NEW由来の成分に乗算することにより、被写体撮影が行われた時点での格子配置および被写体によるスペクトル変化に対応したＢＧ信号の吸収信号Ｉ0（EBG0，ｘ，ｙ）、小角散乱信号Ｉ1（EBG1，ｘ，ｙ）／Ｉ0（EBG0，ｘ，ｙ）が、それぞれ（１１）式、（１２）式により得られる。
I0(EBG0,x,y)＝I0(EBGN_NEW0,x,y)×( I0(EBGS0,x,y)／I0(EBGN0,x,y))
…（１１）
I1(EBG1,x,y)／I0(EBG0,x,y) = (I1(EBGN_NEW1,x,y)／I0(EBGN_NEW0,x,y)) 
×((I1(EBGS1,x,y)／I0(EBGS0,x,y))／(I1(EBGN1,x,y)／I0(EBGN0,x,y)))
…（１２）
【０１４２】
後は、上記と同様にして、今回の被写体撮影で得られた画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とを用いて上記の演算処理を行って、被写体の吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成する。
【０１４３】
そのため、上記のバックグラウンド撮影が予め行われた時点で撮影されたＢＧモアレ画像Ｍｂのモアレ縞と、被写体撮影が行われる時点で撮影されるモアレ画像Ｍｏのモアレ縞の周期が変化している場合であっても、そのことによって、生成された吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVに、モアレ縞の周期の違いによる影響等が現れてしまうことを的確に防止することが可能となる。
【０１４４】
なお、上記のように、被写体撮影が行われた時点で上記（１１）、（１２）式の演算を行う代わりに、上記（１１）、（１２）式中のＩBGS（ｘ，ｙ）およびＩBGN（ｘ，ｙ）由来の項の演算を、ＢＧS信号ＩBGS（ｘ，ｙ）やＢＧN信号ＩBGN（ｘ，ｙ）を得た時点で予め行っておき、例えば、下記（１３）、（１４）式で算出される補正データｒ１（ｘ，ｙ）、ｒ２（ｘ，ｙ）の形で記憶手段に保存しておくように構成することも可能である。
ｒ１（ｘ，ｙ）＝I0(EBGS0,x,y) / I0(EBGN0,x,y)  …（１３）
ｒ２（ｘ，ｙ）＝  (I1(EBGS1,x,y)／I0(EBGS0,x,y))
／( I1(EBGN1,x,y)／I0(EBGN0,x,y)) …（１４）
【０１４５】
そして、このように構成する場合には、被写体撮影の時点では、画像処理手段５は、吸収信号の場合、上記（１３）式と同内容の下記（１５）式に従って、被写体撮影が行われた時点での格子配置および被写体によるスペクトル変化に対応したＢＧ信号由来の成分を算出するように構成される。
I0(EBG,x,y)＝r1(x,y)×I0(EBGN_NEW0,x,y)  …（１５）
小角散乱信号の項についても同様である。
【０１４６】
なお、この場合についても、予め備えた種々の補正データｒ１に対応付けられたＸ線のエネルギーのスペクトルの中に、被写体の画像信号ＩS（ｘ，ｙ）に基づいて推定された被写体を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルと同等のスペクトルが存在しない場合には、推定された被写体を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルに最も近い２つのスペクトルを抽出し、例えば当該２つのスペクトルにそれぞれ対応付けられた２つの補正データｒ１（ｘ，ｙ）を画素ごとに線形補間する等して、補正データｒ１（ｘ，ｙ）を算出するように構成することが可能である。
【０１４７】
或いは、予め備えた種々の補正データｒ１間で、補正値の相対関係を得てテーブル化する、あるいは、その相対関係と該当する被写体の厚みとの関係を関数化しておき、基準となるＸ線スペクトルの補正データｒ１とそのテーブルあるいは関数から、被写体を透過したＸ線スペクトルに対応した補正データｒ１を算出するように構成することも可能である。
【０１４８】
また、［例３−１］、［例３−２］、［例３−３］は画素毎の画像信号Ｉｓ（ｘ，ｙ）に応じて適当なＢＧ信号IBG（ｘ，ｙ）を選択するか或いはそれを用いて補正データを作成して補正する例を示したが、被写体画像Ｍｏの関心領域のＸ線スペクトルに該当するＢＧ画像Ｍｂを選択するあるいは用いて補正データを作成し補正を行う、ということも可能である。
【０１４９】
［効果］
以上のように、本実施形態に係る医用画像システムによれば、被写体撮影で得られた画像信号ＩS（ｘ，ｙ）に対するバックグラウンド補正を行うためのＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を、従来のシステムのように、被写体台１３に何も保持しない状態でバックグラウンド撮影して得るのではなく、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる材質や厚さの部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影してＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を得る。そして、画像処理手段５で、このようにして得られたＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）と、被写体が撮影された画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とを用いて、被写体の吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVを生成する。
【０１５０】
従来のシステムでは、被写体と透過したＸ線のエネルギーのスペクトルが、被写体を透過しない場合のＸ線のエネルギーのスペクトルから変化してしまうため（図５参照）、第１格子１４を透過するＸ線の量が変わる。そのため、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）にそれぞれ含まれる画像ムラの大きさが同程度でなくなってしまい、上記（７）式や（１０）式に示したように除算処理を行ってバックグラウンド補正を行っても、画像ムラの成分が相殺されなくなる。そのため、図４（Ａ）、（Ｂ）に示したように吸収画像ＩAB中や小角散乱画像ＩV中に画像ムラが残ってしまった。
【０１５１】
それに対して、本実施形態に係る医用画像システムでは、上記のように、ＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）を得る際に、被写体によるＸ線のエネルギーのスペクトルの変化と同等のスペクトルの変化を生じさせる材質や厚さの部材を介在させた状態でバックグラウンド撮影を行うように構成した。
【０１５２】
そのため、被写体と透過したＸ線のエネルギーのスペクトルと、部材を透過したＸ線のエネルギーのスペクトルとが同等となり（図６参照）、第１格子１４を透過するＸ線の量が同じ量或いはほぼ同じ量になる。そのため、画像信号ＩS（ｘ，ｙ）とＢＧ信号ＩBG（ｘ，ｙ）にそれぞれ含まれる画像ムラの大きさが同程度になるため、上記（７）式や（１０）式に示したように除算処理を行ってバックグラウンド補正を行うことで、画像ムラの成分が的確に相殺される。
【０１５３】
そのため、図７（Ａ）、（Ｂ）に示したように、吸収画像ＩAB中や小角散乱画像ＩV中から画像ムラが的確に除去される。このように、本実施形態に係る医用画像システムによれば、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置１により撮影されたモアレ画像Ｍｏから再構成されて生成された吸収画像ＩAB中や小角散乱画像ＩV中に格子縞やアーチファクト等の画像ムラが写り込むことを的確に防止することが可能となる。
【０１５４】
そのため、吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩV中に画像ムラが残って吸収画像ＩABや小角散乱画像ＩVが見づらくなったり、画像中にわずかに写っている患者の病変部が画像ムラに隠れて見づらくなって病変部を見落としてしまう等の悪影響を生じさせてしまうことを的確に防止することが可能となる。
【０１５５】
［縞走査法において体動があった場合の処理について］
ところで、前述したように、Ｘ線撮影装置１で撮影したモアレ画像Ｍｏやバックグラウンド撮影で撮影されたＢＧモアレ画像Ｍｂから、Ｘ線の吸収画像ＩABや微分位相画像ＩDP、小角散乱画像ＩVを再構築して生成する方法としては、例えば縞走査法の原理に基づく方法が挙げられる。
【０１５６】
そして、この縞走査法では、例えば第２格子１５（図３等参照）をｘ方向にＭ回走査して行う場合には、第２格子１５をその周期ｄ２の１／Ｍの距離だけ移動させるごとに被写体に対してＸ線を照射するようにしてＭ回の被写体撮影を行う。そして、その後（或いはそれ以前に）、同様にして第２格子１５を移動させながら被写体が存在しない状態でＸ線を照射してＭ回のバックグラウンド撮影を行う。なお、上記の実施形態を適用する場合には、所定の材質や厚さの部材を被写体台１３に保持した状態でＭ回のバックグラウンド撮影を行う。
【０１５７】
そして、このＭ回の被写体撮影が行われる間に、被写体が動いてしまう（すなわち体動が生じてしまう）場合がある。その際、被写体の体動が小さければ、例えば図８（Ａ）、（Ｂ）に示すように、被写体の吸収画像ＩABや微分位相画像ＩDPは、輪郭等が比較的鮮明に写し出された状態になる。
【０１５８】
しかし、被写体の体動が大きいと、例えば図９（Ａ）、（Ｂ）に示すように、被写体の吸収画像ＩABや微分位相画像ＩDPが、いわばぼやけた状態になってしまう。なお、図８（Ａ）、（Ｂ）や図９（Ａ）、（Ｂ）では図示を省略したが、小角散乱画像ＩVにおいても同様である。
【０１５９】
そこで、縞走査法を用いた１回の被写体撮影およびそれに伴うバックグラウンド撮影で得られたＭ個の画像信号ＩS(x,y,k)やＭ個のＢＧ信号ＩBG(x,y,k)（いずれもｋは０〜Ｍ−１。上記（５）式および（６）式参照）を用いて、体動の有無や体動が生じた方向を判別し、体動補正を行う処理について、以下説明する。なお、この処理は、前述した画像処理手段５（図１参照）で行われる。
【０１６０】
以下で説明する処理の基本的な考え方は、Ｍ回の被写体撮影が行われる間に体動が生じたのであれば、体動が生じた後の被写体撮影で得られた画像信号を、体動が生じた分だけ元の位置に戻して処理を行うことで、体動が生じなかった状況、或いは体動が小さい状況を作り出すことが可能となる。そして、上記の処理を行って画像信号等を補正することで、例えば図９（Ａ）、（Ｂ）に示したようなぼやけた画像を例えば図８（Ａ）、（Ｂ）に示したような輪郭等が鮮明に写し出された画像に画像補正することが可能となるというものである。
【０１６１】
いま仮に、Ｍ＝２の場合を考える。すなわち、第２格子１５が初期位置に配置された状態で１回目の被写体撮影を行い、第２格子１５等を移動（走査）させて２回目の被写体撮影を行う場合について考える。なお、この場合、体動は１回目と２回目の被写体撮影の間に生じたことなる。
【０１６２】
この場合、各回の被写体撮影で生（raw）の画像信号ＩS_RAW(x,y,k)が得られる。また、それに伴う各回のバックグラウンド撮影で生のＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,k)が得られる。そして、これらの２枚の画像信号ＩS_RAW(x,y,0)、ＩS_RAW(x,y,1)および２枚のＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,0)、ＩBG_RAW(x,y,1)を対象として以下の処理が行われる。
【０１６３】
まず、上記の計４枚の画像を用い、通常通りに上記（５）〜（１０）式に従って演算処理を行って、吸収画像ＩABや微分位相画像ＩDP、小角散乱画像ＩVを生成する。この場合に生成される吸収画像ＩAB等を、吸収画像ＩAB(0)等と表す。
【０１６４】
次に、画像信号ＩS_RAW(x,y,0)やＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,0)に対して画像信号ＩS_RAW(x,y,1)やＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,1)の位置を所定の方向に平行移動させる処理を行う。以下の説明では、所定の方向としてｘ方向に平行移動させる場合について説明するが、所定の方向がｙ方向である場合も同様に説明される。
【０１６５】
なお、以下では、生（raw）の画像信号ＩS_RAW(x,y,k)やＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,k)に対して処理を行う場合について説明するが、これらの信号をモアレ縞の直流成分Ｉ0と１次の振幅成分Ｉ1とに分解した形に近似して算出した画像信号ＩS(x,y,k)やＢＧ信号ＩBG(x,y,k)（上記（５）、（６）式参照）に対して処理を行うように構成することも可能である。
【０１６６】
また、以下では、ＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,k)に対する処理について説明が省略される場合があるが、画像信号ＩS_RAW(x,y,k)に対する処理を行った場合には、それに対応するＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,k)についても同様の処理が行われる。
【０１６７】
この処理では、まず、２回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,1)を１回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対してｘ方向（すなわち所定の方向）に＋１画素分だけ平行移動させて画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:+1)を作成する。そして、この場合、ＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,1)もＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,0)に対してｘ方向に＋１画素分だけ平行移動させてＢＧ信号ＩBG_RAW(x,y,1)(x:+1)を作成する。
【０１６８】
そして、画像信号ＩS_RAW(x,y,0)と、作成した画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:+1)を対象として上記（５）〜（１０）式に従って演算処理を行うことで、吸収画像ＩABや微分位相画像ＩDP、小角散乱画像ＩVを生成する。この場合に生成される吸収画像ＩAB等を、ｘ方向に＋１画素分だけ平行移動させて位置補正処理を行った画像信号等に基づいて得られた画像という意味で、吸収画像ＩAB(x:+1)等と表す。
【０１６９】
そして、上記と同様にして、画像信号ＩS_RAW(x,y,1)を、今度は画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対してｘ方向に＋２画素分だけ平行移動させて、画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:+2)を作成する。そして、画像信号ＩS_RAW(x,y,0)と、作成した画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:+2)に対して上記（５）〜（１０）式に従って演算処理を行って、吸収画像ＩAB(x:+2)や微分位相画像ＩDP(x:+2)、小角散乱画像ＩV(x:+2)を生成する。
【０１７０】
以下、上記と同様にして、画像信号ＩS_RAW(x,y,1)を画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対してｘ方向に＋ｎ画素分だけ順次平行移動させて画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:+n)をそれぞれ作成し、画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:+n)を作成するごとに、画像信号ＩS_RAW(x,y,0)と作成した画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:+n)に対して上記（５）〜（１０）式に従って演算処理を行って、吸収画像ＩAB(x:+n)や微分位相画像ＩDP(x:+n)、小角散乱画像ＩV(x:+n)を順次生成していく。
【０１７１】
また、上記とは反対方向、すなわちｘ方向（所定の方向）におけるマイナスの方向においても同様の処理を行う。
【０１７２】
すなわち、画像信号ＩS_RAW(x,y,1)を画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対してｘ方向に−ｎ画素分だけ順次平行移動させて画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:-n)をそれぞれ作成し、画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:-n)を作成するごとに、画像信号ＩS_RAW(x,y,0)と作成した画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:-n)に対して上記（５）〜（１０）式に従って演算処理を行って、吸収画像ＩAB(x:-n)や微分位相画像ＩDP(x:-n)、小角散乱画像ＩV(x:-n)を順次生成していく。
【０１７３】
なお、縞走査法で複数回連続して被写体撮影を行う際には、被写体である患者は放射線技師等から静止しているように指示されているため、体動があったとしてもさほど大きな動きはない。そのため、上記のように画像信号ＩS_RAW(x,y,1)を画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対して所定の方向に平行移動させる範囲は、数画素分、或いは多くても十数画素分程度で十分である。
【０１７４】
そして、上記のようにして生成された複数の吸収画像ＩAB(x:±n)等の中から、例えば輪郭等が最も鮮明に写し出されている吸収画像ＩAB(x:n＊)等を、体動補正処理後の画像として選択するように構成される。このようにして縞走査法における体動補正処理を行うことが可能となる。複数の吸収画像ＩAB(x:±n)等の中から特定の吸収画像ＩAB(x:n＊)等を選択する方法については、後で説明する。
【０１７５】
そして、選択された体動補正処理後の画像が、吸収画像ＩAB(0)や微分位相画像ＩDP(0)、小角散乱画像ＩV(0)であれば、縞走査法による被写体撮影の際に被写体の体動はなかったと判別することができる。また、選択された体動補正処理後の画像が、吸収画像ＩAB(x:n＊)等（ただしｎ＊≠０）であれば、ｎ＊の正負や絶対値から、縞走査法による被写体撮影の際の被写体の体動が、ｘ方向（所定の方向）の正負のどちらの方向にどの程度生じたかを判別することが可能となる。
【０１７６】
［生成された複数の画像の中から特定の画像を選択する方法について］
［選択方法１］
上記の体動補正処理において、生成された複数の吸収画像ＩAB(x:±n)等の中から特定の吸収画像ＩAB(x:n＊)等を選択する方法としては、例えば、上記のように、輪郭等が最も鮮明に写し出されている吸収画像ＩAB(x:n＊)等を選択するように構成することが可能である。
【０１７７】
この場合、例えば、図８（Ａ）や図９（Ａ）に示した吸収画像ＩABや、図８（Ｂ）や図９（Ｂ）に示した微分位相画像ＩDPでは（図示を省略した小角散乱画像ＩVにおいても同様である。）、画像中で骨部の端部の位置を特定することが可能である。
【０１７８】
すなわち、例えば図８（Ａ）や図９（Ａ）に示したような吸収画像ＩAB(x:±n)の各画素行（すなわち画像の左右方向（ｘ方向）に延在する１画素幅の画素行）において、隣接する画素との信号値ＩAB（ｘ，ｙ）（上記（７）式参照）同士の差分を算出する。
【０１７９】
そして、算出した差分の絶対値が例えば設定された閾値以上になる画素にチェックを入れると、例えば図１０に示すように、チェックをいれた画素…、ｐｃ３、ｐｃ２、ｐｃ１、ｐｃ０、ｐｃ１＊、ｐｃ２＊、ｐｃ３＊、…が連続して並ぶ部分が現れる。このような部分を、各吸収画像ＩAB(x:±n)中での骨部の端部の位置として特定することができる。
【０１８０】
そして、例えばこのようにして特定した骨部の端部に相当する各画素ｐｃ０等の左右方向の各画素の信号値ＩAB（ｘ，ｙ）の減少や増加の度合いを見ることで、画像の鮮明性を把握することができる。すなわち、骨部の端部に相当する各画素ｐｃ０等の左右で、各画素の信号値ＩAB（ｘ，ｙ）がより急激に減少したり増加したりしている方が、より鮮明な画像であると判別することができる。
【０１８１】
［選択方法２］
また、このように骨部の端部部分の各画素の信号値ＩAB（ｘ，ｙ）の傾き（すなわち減少や増加の度合い）を見る代わりに、例えば、その部分での信号値ＩAB（ｘ，ｙ）の極大値と極小値との差の大きさで画像の鮮明性を判別するように構成することも可能である。この場合、例えば信号値ＩAB（ｘ，ｙ）の極大値と極小値との差が大きいほどより鮮明であると判別することができる。
【０１８２】
［選択方法３］
一方、本発明者らの研究では、関節部分を撮影したモアレ画像Ｍｏから生成した微分位相画像ＩDPの鮮明性が上がると、例えば図１１に矢印で示すように、関節部分を構成する２つの骨部の間に存在する軟骨部の端部が微分位相画像ＩDP中に見出せるようになることが分かっている。
【０１８３】
そこで、微分位相画像ＩDPの鮮明性の指標として、この軟骨部の端部がどれだけ鮮明に写し出されているかを判定するように構成することも可能である。
【０１８４】
この場合、軟骨部の端部の位置は、上記のようにして特定された骨部の端部を拠り所として特定することができる。具体的には、図１２に示すように、上記のようにして特定された骨部の端部の位置の画素…、ｐｃ３、ｐｃ２、ｐｃ１、ｐｃ０、ｐｃ１＊、ｐｃ２＊、ｐｃ３＊、…から左右方向に隣接する画素との信号値ＩDP（ｘ，ｙ）同士の差分を算出し、算出した差分の絶対値が予め設定された閾値以上になる画素…、Ｐｃ３、Ｐｃ２、Ｐｃ１、Ｐｃ０、Ｐｃ１＊、Ｐｃ２＊、Ｐｃ３＊、…を軟骨の端部の位置として検出するように構成することができる。
【０１８５】
そして、この場合も、特定した軟骨部の端部に相当する各画素Ｐｃ０等の近傍の各画素の信号値ＩDP（ｘ，ｙ）の減少や増加の度合いを見たり、その部分での信号値ＩDP（ｘ，ｙ）の極大値と極小値との差の大きさを算出することで、少なくとも微分位相画像ＩDPの鮮明性を判別することが可能となる。
【０１８６】
ところで、以上の説明では、体動補正処理において、生成された複数の吸収画像ＩAB(x:±n)等の中から特定の吸収画像ＩAB(x:n＊)等を選択する方法として、画像の鮮明性に着目して、最も鮮明性が高い吸収画像ＩAB(x:n＊)等を選択するように構成する場合について説明した。
【０１８７】
しかし、それに代えて、或いはそれと併行して、例えば以下のような方法で、生成された複数の吸収画像ＩAB(x:±n)等の中から特定の吸収画像ＩAB(x:n＊)等を選択するように構成することも可能である。
【０１８８】
前述したように、縞走査法を用いた被写体撮影の際に生じた被写体の体動が大きい場合には、例えば図９（Ａ）に示したように被写体の吸収画像ＩABがぼやけた状態になる。これは、図８（Ａ）に示した体動が小さく画像が鮮明に写し出されている場合に比べて、信号値ＩAB（ｘ，ｙ）の大小の差が小さくなっていることを意味する。
【０１８９】
すなわち、図８（Ａ）に示した体動が小さい場合には、吸収画像ＩABではいわば白く写った部分と黒く写った部分との差がはっきり現れるが、図９（Ａ）に示した体動が大きい場合には、吸収画像ＩAB中の白い部分と黒い部分がいずれも灰色がかった色になり（すなわち中間色に近づいた色になり）、全体的に灰色がかった色になっている。
【０１９０】
そこで、上記のようにして吸収画像ＩAB(x:±n)等を順次生成していくごとに、生成した画像の信号値Ｉをヒストグラムに投票する。すると、上記のように、図８（Ａ）に示したような体動が小さい場合には画像中で白く写った部分と黒く写った部分との差がはっきり現れるため、信号値Ｉが大きい画素も小さい画素も存在するようになり、図１３（Ａ）に示すように、度数Ｆの分布の幅が拡がる。
【０１９１】
それに対し、図９（Ａ）に示したような体動が大きい場合には、上記のように、画像中の白い部分と黒い部分がいずれも中間色に近づいた色になり全体的に灰色がかった色になるため、中間色に近い信号値Ｉが多くなり、図１３（Ｂ）に示すように、度数Ｆの分布の幅が狭まる。
【０１９２】
そこで、生成した複数の画像についてそれぞれヒストグラムを作成し、各画像の信号値Ｉをそれぞれ対応するヒストグラムに投票する。そして、例えば度数Ｆの分布の標準偏差σや分散σ２を算出する等して度数Ｆの分布の幅を比較して、度数Ｆの分布の幅が最も広い画像を選択するようにして、体動補正処理において、生成された複数の吸収画像ＩAB(x:±n)等の中から特定の吸収画像ＩAB(x:n＊)等を選択するように構成することも可能である。なお、ヒストグラムを作成する対象となる画像は吸収画像に限らない。
【０１９３】
［体動補正処理の変形例］
上記の体動補正処理では、２回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,1)を１回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対して所定の方向（例えばｘ方向）に平行移動させ、移動させる画素数を種々変えて画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:±n)をそれぞれ作成しながら、画像信号ＩS_RAW(x,y,0)と、作成した画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:±n)に対して上記（５）〜（１０）式に従って演算処理を行って、吸収画像ＩAB(x:±n)等を順次生成する。そして、生成した複数の吸収画像ＩAB(x:±n)等の中から特定の画像を選択することについて説明した。
【０１９４】
［変形例１］
そして、これを拡張して、２回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,1)を１回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対して平行移動させる方向をｘ方向やｙ方向等の１次元に限定せず、２次元的に平行移動させるように構成することも可能である。
【０１９５】
この場合、２回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,1)を１回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対して、例えばｘ方向にｉ画素分、ｙ方向にｊ画素分平行移動させた場合の画像信号をＩS_RAW(x,y,1)(x:i,y:j)と表すと、ｉやｊ（負の値である場合を含む。）所定の数値範囲内で２次元的に振って平行移動させて、各画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:i,y:j)を順次作成する。
【０１９６】
そして、画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:i,y:j)を作成するごとに、画像信号ＩS_RAW(x,y,0)と、作成した画像信号ＩS_RAW(x,y,1)(x:i,y:j)に対して上記（５）〜（１０）式に従って演算処理を行って、吸収画像ＩAB(x:i,y:j)等を順次生成する。そして、生成した複数の吸収画像ＩAB(x:i,y:j)等の中から、上記と同様にして特定の画像を選択するように構成することも可能である。
【０１９７】
このように構成すれば、被写体の２次元的な体動を的確に把握して、吸収画像ＩAB等の体動補正処理をより的確に行うことが可能となる。
【０１９８】
［変形例２］
また、上記の体動補正処理では、説明を簡単にするために、縞走査回数Ｍが２の場合、すなわち第２格子１５が初期位置に配置された状態で１回目の被写体撮影を行い、第２格子１５等を移動（走査）させて２回目の被写体撮影を行う場合について説明した。しかし、実際には縞走査回数Ｍはより大きな数値に設定され、第２格子１５を２回以上移動（走査）させて被写体撮影が行われる場合も多い。
【０１９９】
この場合、例えば、上記の１次元的な体動補正処理や２次元的な体動補正処理をいわば総当たり的に行うように構成することが可能である。
【０２００】
すなわち、１次元的な体動補正処理の場合を例に挙げて説明すると、２回目、３回目、…、Ｍ回目の被写体撮影で得られた各画像信号ＩS_RAW(x,y,1)、ＩS_RAW(x,y,2)、…、ＩS_RAW(x,y,M-1)に対して、それぞれ１回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対して平行移動させる画素数を設定し、上記と同様にして、各場合について吸収画像ＩAB(x:±n)等をそれぞれ生成する。そして、生成した複数の吸収画像ＩAB等の中から特定の画像を選択するように構成することが可能である。
【０２０１】
このように構成すれば、縞走査法を用いて行われる被写体撮影の間に、被写体にどのような体動が生じても、体動補正処理でそれを的確に把握して適切に体動補正を行うことが可能となり、より鮮明な吸収画像ＩAB等を選択することが可能となる。
【０２０２】
［変形例３］
一方、本発明者らの研究では、縞走査法を用いて行われる被写体撮影の間に生じる被写体の体動は、常時生じている（すなわち被写体が常時動き続けている）のではなく、一瞬、突発的にわずかに生じる場合がほとんどであることが分かっている。
【０２０３】
すなわち、図１４に模式的に示すように、例えば１回目の被写体撮影からｍ回目の被写体撮影までは被写体Ｈの体動が生じていないが、ｍ回目の被写体撮影とｍ＋１回目の被写体撮影の間に体動が生じ、ｍ＋１回目の被写体撮影からＭ回目の被写体撮影までの間は、また体動がなくなる、というように被写体Ｈの体動が生じることが分かっている。
【０２０４】
そこで、その知見を利用して、上記のように総当たり的に体動補正処理を行って膨大な演算処理を行う代わりに、より現実に近い形でより容易に体動補正処理を行うように構成することも可能である。
【０２０５】
具体的には、１回目からＭ回目の被写体撮影で得られたＭ個の各画像信号ＩS_RAW(x,y,0)〜ＩS_RAW(x,y,M-1)を、例えば図１５に示すように、ｍ回目とｍ＋１回目の間で、１回目の画像信号ＩS_RAW(x,y,0)を含むグループＧ１と、Ｍ回目の画像信号ＩS_RAW(x,y,M-1)を含むグループＧ２とに分割する。
【０２０６】
そして、グループＧ１に属する各画像信号、すなわち２回目からｍ回目までの被写体撮影で得られた各画像信号ＩS_RAW(x,y,1)〜ＩS_RAW(x,y,m-1)は１回目の被写体撮影で得られた画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対して平行移動させず、グループＧ２に属する各画像信号、すなわちｍ＋１回目からＭ回目までの各画像信号ＩS_RAW(x,y,m)〜ＩS_RAW(x,y,M-1)を１回目の画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対して、同じ画素数分だけ一斉に平行移動させる。なお、この場合、グループＧ２に属するｍ＋１回目からＭ回目までの各画像信号ＩS_RAW(x,y,m)〜ＩS_RAW(x,y,M-1)同士の間では平行移動は生じない。
【０２０７】
そして、この状態の１回目からＭ回目の各画像信号ＩS_RAW(x,y,0)〜ＩS_RAW(x,y,M-1)に対して上記（５）〜（１０）式に従って演算処理を行って、吸収画像ＩABや微分位相画像ＩDP、小角散乱画像ＩVを生成する。
【０２０８】
そして、Ｍ個の各画像信号を２つのグループＧ１、Ｇ２に分割するパラメーターである上記のｍを１からＭ−１の間で変えながら、グループＧ２に属する各画像信号（すなわちｍ＋１回目からＭ回目までの各画像信号）ＩS_RAW(x,y,m)〜ＩS_RAW(x,y,M-1)を１回目の画像信号ＩS_RAW(x,y,0)に対して一斉に平行移動させる画素数を、上記と同様に所定の数値範囲内で種々変化させて、それぞれの場合について吸収画像ＩABや微分位相画像ＩDP、小角散乱画像ＩVを生成する。
【０２０９】
そして、生成した各吸収画像ＩAB等の中から、上記の選択方法１〜３等を用いてより鮮明な画像を選択することで、吸収画像ＩAB等の体動補正処理を行ったり、被写体の体動の有無を判別したり、被写体の体動がどの方向にどの程度生じたかを判別することが可能となる。
【０２１０】
なお、この体動補正処理等の場合も、吸収画像ＩAB等の中で動くのは被写体だけであり、被写体の体動が生じても背景は動かない。そのため、体動補正処理で画像補正を行う範囲を、前述した被写体が撮影されている領域を含む関心領域内のみに限定し、背景の部分では体動補正処理を行わないように構成することも可能である。
【０２１１】
また、本発明が上記の実施形態に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。
【符号の説明】
【０２１２】
１  Ｘ線撮影装置
５  画像処理手段
１１  Ｘ線源
１３  被写体台
１６  Ｘ線検出器
Ｈ  被写体
ＩAB  吸収画像
ＩBG  ＢＧ信号（バックグラウンド信号）
ＩS  画像信号
ＩV  小角散乱画像
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図５】
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【図６】
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【図１０】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図４】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１１】
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