(57)【要約】【課題】フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いて被写体の位相情報を取得する放射線位相イメージングにおいて、空間分解能を高めると共に位相復元精度を高める。【解決手段】放射線撮影システム１０は、放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記周期パターンの基本周波数成分６２を含む周波数領域Ａのうち、前記基本周波数成分のピーク座標を通る直線Ｌ上の第１の周波数領域Ｂ、及び該直線に関していずれか片側にある第２の周波数領域Ｃを、前記空間周波数スペクトルから分離し、前記第１の周波数領域及び前記第２の周波数領域、並びに前記第２の周波数領域を前記ピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる第３の周波数領域Ｄ、を一つの周波数領域Ｅに合成して、合成された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って位相コントラスト画像を生成する。【選択図】図１２
2012228369.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像を取得する撮影部と、
前記撮影部によって取得された放射線画像に基づいて前記被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、
を備え、
前記演算処理部は、
前記放射線画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得するフーリエ変換処理と、
前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域のうち、前記基本周波数成分のピーク座標を通る直線上の第１の周波数領域、及び該直線に関していずれか片側にある第２の周波数領域を、前記空間周波数スペクトルから分離する分離処理と、
前記第１の周波数領域及び前記第２の周波数領域、並びに前記第２の周波数領域を前記ピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる第３の周波数領域、を一つの周波数領域に合成する合成処理と、
合成された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、
を実行する放射線撮影システム。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
前記直線は、前記基本周波数成分のピーク座標と、前記基本周波数成分を除く前記空間周波数スペクトルに含まれる非基本周波数成分のピーク座標とを結ぶ直線に交差し、
前記第２の周波数領域は、前記直線に関して、前記非基本周波数成分のピーク座標とは反対側にある放射線撮影システム。
【請求項３】
請求項２に記載の放射線撮影システムであって、
前記非基本周波数成分は、ＤＣ成分である放射線撮影システム。
【請求項４】
請求項３に記載の放射線撮影システムであって、
前記直線は、前記直交座標系の一方の座標軸と平行である放射線撮影システム。
【請求項５】
請求項３に記載の放射線撮影システムであって、
前記直線は、前記直交座標系の両方の座標軸の各々との交点の間に前記基本周波数成分のピーク座標を挟むように、前記座標軸の各々に交差する放射線撮影システム。
【請求項６】
請求項１から５のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
前記撮影部は、第１の格子及び第２の格子を含み、
前記周期パターンは、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像に前記第２の格子が重ね合わされることによって形成されるモアレ縞である放射線撮影システム。
【請求項７】
請求項１から５のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
前記撮影部は、第１の格子を含み、
前記周期パターンは、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像の周期パターンである放射線撮影システム。
【請求項８】
放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像に基づいて前記被写体の位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法であって、
前記放射線画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、
前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域のうち、前記基本周波数成分のピーク座標を通る直線上の第１の周波数領域、及び該直線に関していずれか片側にある第２の周波数領域を、前記空間周波数スペクトルから分離し、
前記第１の周波数領域及び前記第２の周波数領域、並びに前記第２の周波数領域を前記ピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる第３の周波数領域、を一つの周波数領域に合成し、
合成された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法。
【請求項９】
コンピュータに、
放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像に対してフーリエ変換を行って、前記放射線画像の空間周波数スペクトルを取得するフーリエ変換処理と、
前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域のうち、前記基本周波数成分のピーク座標を通る直線上の第１の周波数領域、及び該直線に関していずれか片側にある第２の周波数領域を、前記空間周波数スペクトルから分離する分離処理と、
前記第１の周波数領域及び前記第２の周波数領域、並びに前記第２の周波数領域を前記ピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる第３の周波数領域、を一つの周波数領域に合成する合成処理と、
合成された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、
を実行させるプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線撮影システム及び放射線撮影方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
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、被写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線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線画像を検出するＸ線画像検出器との間に被写体を配置して、被写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各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する被写体を構成する物質の特性（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線画像検出器に入射する。この結果、被写体のＸ線透過像が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（蓄積性蛍光体）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り、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収能の差が小さく、従ってＸ線透過像としての十分な画像の濃淡（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線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。
【０００５】
このような問題を背景に、近年、被写体によるＸ線の強度変化に代えて、被写体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用した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得ることができる。このようなＸ線位相イメージングの一種として、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。
【０００６】
Ｘ線タルボ干渉計は、被写体の背後に第１の回折格子（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被写体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。
【０００７】
Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、被写体によるモアレ縞の変化を解析することによって被写体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、たとえば、縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、得られる複数の画像データ間で対応する画素毎の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得し、この角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。
【０００８】
しかし、上記の縞走査法によると、複数回の撮影を行う必要があり、各撮影間の被写体の移動と、それによる画質の低下が懸念される。そこで、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いることによって１回の撮影で被写体の位相情報を取得する方法が提案されている（例えば、特許文献２参照）。これは、モアレ縞をフーリエ変換して得られる空間周波数スペクトルからモアレ縞の基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された周波数領域に対して逆フーリエ変換を行うことによって位相シフトの微分像を取得するものである。それによれば、各撮影間の被写体の移動に起因する画質低下を解消できる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】国際公開第０４／０５８０７０号
【特許文献２】国際公開第１０／０５０４８３号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いたモアレ縞の解析方法において、分離する周波数領域をなるべく広くとることによって空間分解能を高められることが知られている。しかし、モアレ縞をフーリエ変換して得られる空間周波数スペクトルには、モアレ縞の基本周波数以外にも、周波数空間の座標軸上及びその周辺に広がるＤＣ成分や、その他の周波数成分が存在する。これらの非基本周波数成分は、例えばＸ線画像検出器の画素配列や、回折格子の透過率ムラや、被写体に起因して生じ得る。分離する周波数領域を広くとりすぎると、これらの非基本周波数成分を含んでしまい、その影響で正確な位相シフト微分像が得られなくなる虞がある。
【００１１】
本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いて被写体の位相情報を取得する放射線位相イメージングにおいて、空間分解能を高めると共に位相復元精度を高めることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
（１）  放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像を取得する撮影部と、前記撮影部によって取得された放射線画像に基づいて前記被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備え、前記演算処理部は、前記放射線画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得するフーリエ変換処理と、前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域のうち、前記基本周波数成分のピーク座標を通る直線上の第１の周波数領域、及び該直線に関していずれか片側にある第２の周波数領域を、前記空間周波数スペクトルから分離する分離処理と、前記第１の周波数領域及び前記第２の周波数領域、並びに前記第２の周波数領域を前記ピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる第３の周波数領域、を一つの周波数領域に合成する合成処理と、合成された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、を実行する放射線撮影システム。
（２）  放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像に基づいて前記被写体の位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法であって、前記放射線画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域のうち、前記基本周波数成分のピーク座標を通る直線上の第１の周波数領域、及び該直線に関していずれか片側にある第２の周波数領域を、前記空間周波数スペクトルから分離し、前記第１の周波数領域及び前記第２の周波数領域、並びに前記第２の周波数領域を前記ピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる第３の周波数領域、を一つの周波数領域に合成し、合成された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法。
【発明の効果】
【００１３】
本発明によれば、逆フーリエ変換を行う周波数領域に、モアレ縞の基本周波数成分以外の非基本周波数成分を含めず、若しくはその領域内に含まれる非基本周波数成分を低減することができる。それにより、逆フーリエ変換を行う周波数領域を拡大して空間分解能を高めると共に、位相復元精度を高めることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。
【図２】図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。
【図３】図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器の構成を示す模式図である。
【図４】図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。
【図５】図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。
【図６】図１の放射線撮影システムの第１及び第２の格子によって形成されるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。
【図７】被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。
【図８】図１の放射線撮影システムの第１及び第２の格子によって形成されるモアレ縞の一例を示す模式図である。
【図９】図８のモアレ縞の空間周波数スペクトルを示す模式図である。
【図１０】空間周波数スペクトルの対称性を示す模式図である。
【図１１】空間周波数スペクトルの対称性を示す模式図である。
【図１２】空間周波数スペクトルから所定の周波数領域を分離する分離処理、及び分離された周波数領域を用いて逆フーリエ変換を行う周波数領域を合成する合成処理の一例を示す模式図である。
【図１３】分離処理、及び合成処理の他の例を示す模式図である。
【図１４】分離処理、及び合成処理の他の例を示す模式図である。
【図１５】分離処理、及び合成処理の他の例を示す模式図である。
【図１６】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【図１７】図１６の放射線撮影システムの変形例の構成を示す模式図である。
【図１８】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【図１９】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
図１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。
【００１６】
Ｘ線撮影システム１０は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにＸ線を放射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。
【００１７】
Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド１５により上下方向に移動自在に保持されている。
【００１８】
Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８と、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９とから構成されている。Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａの電子線の衝突部分がＸ線焦点１８ｂとなる。
【００１９】
Ｘ線源保持装置１４は、天井に設置された天井レール（図示せず）により水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１４ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１４ｂとからなる。台車部１４ａには、支柱部１４ｂを伸縮させて、Ｘ線源１１の上下方向に関する位置を変更するモータ（図示せず）が設けられている。
【００２０】
立位スタンド１５は、床に設置された本体１５ａに、撮影部１２を保持する保持部１５ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１５ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１５ｃの間に掛架された無端ベルト１５ｄに接続され、プーリ１５ｃを回転させるモータ（図示せず）により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール１３の制御装置２０により制御される。
【００２１】
また、立位スタンド１５には、プーリ１５ｃ又は無端ベルト１５ｄの移動量を計測することにより、撮影部１２の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ（図示せず）が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりＸ線源保持装置１４に供給される。Ｘ線源保持装置１４は、供給された検出値に基づいて支柱部１４ｂを伸縮させ、撮影部１２の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。
【００２２】
コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、撮影部１２により取得された画像データを演算処理してＸ線画像を生成する演算処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とがバス２６を介して接続されている。
【００２３】
入力装置２１としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置２１の操作により、Ｘ線管電圧やＸ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ２４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２０の制御により、Ｘ線撮影条件等の文字やＸ線画像を表示する。
【００２４】
撮影部１２には、半導体回路からなる放射線画像検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２が設けられている。
【００２５】
ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。
【００２６】
図３は、ＦＰＤ３０の構成を模式的に示す。
【００２７】
ＦＰＤ３０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０がアクティブマトリクス基板上にｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１と、受像部４１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、各画素４０に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路４３と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ２５を介して演算処理部２２に送信するデータ送信回路４４とから構成されている。なお、走査回路４２と各画素４０とは、行毎に走査線４５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、列毎に信号線４６によって接続されている。
【００２８】
各画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）でＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を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素子として構成することができる。各画素４０には、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ:Thin Film Transistor）スイッチ（図示せず）が接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路４２からの駆動パルスによってＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４６に読み出される。
【００２９】
なお、各画素４０は、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ2Ｓ:Ｔｂ）やタリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）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線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、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各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。
【００３０】
読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリにより構成されている。積分アンプ回路は、各画素４０から信号線４６を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換して、Ａ／Ｄ変換器に入力する。Ａ／Ｄ変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、Ｘ線の露光量や露光分布（いわゆるシェーディング）の補正や、ＦＰＤ３０の制御条件（駆動周波数や読み出し期間）に依存するパターンノイズ（例えば、ＴＦＴスイッチのリーク信号）の補正等を含めてもよい。
【００３１】
図４及び図５は、撮影部１２の構成を模式的に示す。
【００３２】
第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂ（高放射線吸収部）とから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂ（高放射線吸収部）とから構成されている。基板３１ａ，３１ｂは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。
【００３３】
Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、いずれもＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｘ方向及びｚ方向に直交するｙ方向）に延伸した線状の部材で構成される。各Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。
【００３４】
Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、上記間隔ｄ１，ｄ２の領域であるスリット部（低放射線吸収部）は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのＸ線低吸収材で該空隙を充填してもよい。
【００３５】
第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ１，ｄ２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、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａ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、間隔ｄ１，ｄ２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。
【００３６】
Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ２とした場合に、格子ピッチｐ２は、次式（１）の関係を満たすように決定される。
【００３７】
【数１】
2012228369.tif 000003
【００３８】
第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本Ｘ線撮影システム１０の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
【００３９】
上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（２）で表される。
【００４０】
【数２】
2012228369.tif 000004
【００４１】
式（２）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビーム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。
【００４２】
本Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ２は、次式（３）を満たす範囲の値に設定される。
【００４３】
【数３】
2012228369.tif 000005
【００４４】
なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（４）となり、上記距離Ｌ２を、次式（５）を満たす範囲の値に設定する。
【００４５】
【数４】
2012228369.tif 000006
【００４６】
【数５】
2012228369.tif 000007
【００４７】
ただし、必ずしも上記距離Ｌ２は、式（３）ないし式（５）を満たす必要はなく、例えば撮影部１２の薄型化の要請がない場合などには、式（３）ないし式（５）から外れる範囲の値も採り得る。
【００４８】
Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ１，ｈ２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管１８の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
【００４９】
一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ１，ｈ２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ１，ｈ２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ１，ｈ２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（６）及び（７）を満たすように設定する必要がある。
【００５０】
【数６】
2012228369.tif 000008
【００５１】
【数７】
2012228369.tif 000009
【００５２】
例えば、ｄ１＝２．５μｍ、ｄ２＝３．０μｍであり、通常の病院での撮影を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効視野の長さＶとして１０ｃｍの長さを確保するには、厚みｈ１は１００μｍ以下、厚みｈ２は１２０μｍ以下とすればよい。
【００５３】
以上のように構成された撮影部１２では、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。
【００５４】
Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２’との微小な差異により、ＦＰＤ３０上における画像コントラストはモアレ縞を含む。このモアレ縞のｘ方向に関する周期Ｔは、次式（８）で表される。
【００５５】
【数８】
2012228369.tif 000010
【００５６】
このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくとも次式（９）を満たす必要があり、更には、次式（１０）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。
【００５７】
【数９】
2012228369.tif 000011
【００５８】
【数１０】
2012228369.tif 000012
【００５９】
式（９）は、画素４０の配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１０）は、画素４０の配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。
【００６０】
画素４０の配列ピッチＰは、設計的に定められた値（一般的に１００μｍ程度）であり変更することが困難であるため、画素４０の配列ピッチＰとモアレ周期Ｔとの大小関係を調整するには、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。
【００６１】
図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を模式的に示す。
【００６２】
モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として相対的に回転させる相対回転機構５０を設ける。この相対回転機構５０により、第２の吸収型格子３２を角度θだけ回転させると、第２の吸収型格子３２のｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ａ）。
【００６３】
別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構５１を設ける。この相対傾斜機構５１により、第２の吸収型格子３２を角度αだけ傾斜させると、第２の吸収型格子３２のｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｂ）。
【００６４】
更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ２を変更するように、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構５２を設ける。この相対移動機構５２により、第２の吸収型格子３２を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、第２の吸収型格子３２の位置に投影される第１の吸収型格子３１のＧ１像のパターン周期は、「ｐ１’」→「ｐ１’×（Ｌ１＋Ｌ２＋δ）／（Ｌ１＋Ｌ２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｃ）。
【００６５】
本Ｘ線撮影システム１０において、撮影部１２は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離Ｌ２を自由に設定することができるため、相対移動機構５２のように距離Ｌ２の変更によりモアレ周期Ｔを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ縞の周期Ｔを変更するための第１及び第２の吸収型格子３１，３２の上記変更機構（相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２）は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。
【００６６】
Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
【００６７】
次に、モアレ縞の解析方法について説明する。
【００６８】
図７は、被写体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線を示す。
【００６９】
符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＦＰＤ３０に入射する。符号５６は、被写体Ｈが存在する場合に、被写体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路５６を進むＸ線は、第１の吸収型格子３１を通過した後、第２の吸収型格子３２より遮蔽される。
【００７０】
被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１１）で表される。
【００７１】
【数１１】
2012228369.tif 000013
【００７２】
そして、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１２）で表される。
【００７３】
【数１２】
2012228369.tif 000014
【００７４】
屈折角φ（ｘ）は、式（１２）で示したように位相シフト分布の微分値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。
【００７５】
ここで、第１及び第２の吸収型格子３１、３２によって形成されるモアレ縞は次式（１３）で表すことができ、式（１３）は次式（１４）に書き換えることができる。
【００７６】
【数１３】
2012228369.tif 000015
【００７７】
【数１４】
2012228369.tif 000016
【００７８】
式（１３）において、ａ（ｘ，ｙ）はバックグラウンド（ＤＣ成分）を表し、ｂ（ｘ，ｙ）はモアレ縞の基本周波数成分の振幅を表し、（f0x,f0y）はモアレ縞の基本周波数を表す。また式（１４）において、ｃ（ｘ，ｙ）は次式（１５）で表される。
【００７９】
【数１５】
2012228369.tif 000017
【００８０】
従って、モアレ縞からｃ（ｘ，ｙ）又はｃ＊（ｘ，ｙ）の成分を取り出すことによって屈折角φ（ｘ，ｙ）の情報を得ることができる。ここで、式（１４）はフーリエ変換によって次式（１６）となる。
【００８１】
【数１６】
2012228369.tif 000018
【００８２】
式（１６）において、F（ｆｘ，ｆｙ）、Ａ（ｆｘ，ｆｙ）、Ｃ（ｆｘ，ｆｙ）は、それぞれf(ｘ，ｙ)、ａ（ｘ，ｙ）、ｃ（ｘ，ｙ）に対する２次元のフーリエ変換である。
【００８３】
第１及び第２の吸収型格子３１，３２のような１次元格子を使用した場合に、モアレ縞の空間周波数スペクトルには、典型的には、Ａ（ｆｘ，ｆｙ）に由来するＤＣ成分のピークと、これを挟んでＣ（ｆｘ，ｆｙ）及びＣ＊（ｆｘ，ｆｙ）に由来するモアレの基本周波数成分のピークとの３つのピークが生じる。Ａ（ｆｘ，ｆｙ）に由来するピークは原点に、また、Ｃ（ｆｘ，ｆｙ）及びＣ＊（ｆｘ，ｆｙ）に由来するピークは（±f0x, ±f0y）（複号同順）の位置に生じる。
【００８４】
モアレ縞の空間周波数スペクトルから屈折角φ（ｘ、ｙ）を得るには、モアレ縞の基本周波数成分のピークを含む領域を切り出し、ピークが周波数空間の原点に重なるように切り出した領域を移動させ、逆フーリエ変換を行う。そして、逆フーリエ変換によって得られる複素数情報から屈折角φ（ｘ，ｙ）を得ることができる。
【００８５】
図８は、モアレ縞の一例を模式的に示す。
【００８６】
図８において、符号６０はモアレ縞の明部、符号６１はモアレ縞の暗部をそれぞれ示し、明部６０及び暗部６１はｘ方向と交差する斜め方向に交互に並んでいる。なお、上記の相対回転機構５０（図６参照）によって第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより、明部６０及び暗部６１の並び方向は、適宜調整される。
【００８７】
図９は、図８に示すモアレ縞を、フーリエ変換の一種である高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）処理することによって得られる空間周波数スペクトルを示す。
【００８８】
上述のとおり、モアレ縞の空間周波数スペクトルから逆フーリエ変換を用いて屈折角φ（ｘ，ｙ）を得る際には、基本周波数成分６２を含む領域（例えば、図中破線Ａで囲まれる領域）が切り出されるが、切り出される領域が大きいほど、逆フーリエ変換によって実空間に変換される際の空間分解能を高められる。ここで、モアレ縞の空間周波数スペクトルには、モアレ縞の基本周波数成分６２の他に、ＦＰＤ３０の画素配列や、第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２の透過率ムラや、被写体Ｈに起因して生じるＤＣ成分６３等の非基本周波数成分が存在している。
【００８９】
ここで、画像f（ｘ，ｙ）に対してフーリエ変換を行って得られる空間周波数スペクトルＦ（ｆｘ，ｆｙ）は、その振幅をＭ（ｆｘ，ｆｙ）、位相をθ（ｆｘ，ｆｙ）として、次式（１７）で表される。
【００９０】
【数１７】
2012228369.tif 000019
【００９１】
そして、振幅Ｍ（ｆｘ，ｆｙ）には次式（１８）の関係が、また、位相θ（ｆｘ，ｆｙ）には次式（１９）の関係がそれぞれ成り立つ。
【００９２】
【数１８】
2012228369.tif 000020
【００９３】
【数１９】
2012228369.tif 000021
【００９４】
式（１８）及び式（１９）より、図１０に示すように、周波数空間の直交座標系（ｆｘ‐ｆｙ）における第１象限（ｆｘ＞０、ｆｙ＞０）と第３象限（ｆｘ＜０、ｆｙ＜０）との間、そして第２象限（ｆｘ＜０、ｆｙ＞０）と第４象限（ｆｘ＞０、ｆｙ＜０）との間で、振幅に関しては対称、位相に関しては反対称となる。
【００９５】
そして、モアレ縞の基本周波数により位相が変調されるので、図１１に示すように、空間周波数スペクトルに含まれるモアレ縞の基本周波数成分のピーク座標を原点とした直交座標系（ｆｘ’‐ｆｙ’）においても、第１象限と第３象限との間、第２象限と第４象限との間で、振幅に関しては対称、位相に関しては反対称となる。
【００９６】
本Ｘ線撮影システム１０においては、空間周波数スペクトルから所定の領域を切り出して逆フーリエ変換を行う際に、上述の対称性を利用する。
【００９７】
図１２は、空間周波数スペクトルから所定の周波数領域を分離する分離処理、及び逆フーリエ変換を行う周波数領域を分離された周波数領域を用いて合成する合成処理を示す。
【００９８】
モアレ縞の基本周波数成分６２のピークを中心とする周波数領域Ａにおいて、モアレ縞の基本周波数成分６２のピーク座標を通る直線Ｌを仮定し、直線Ｌ上の周波数領域Ｂと、直線Ｌに関して片側の周波数領域Ｃを切り出す（ＦＩＧ．１２Ａ）。
【００９９】
図示の例において、周波数領域Ａは、周波数空間における直交座標系（ｆｘ‐ｆｙ）の一方の座標軸ｆｘと重なりを有している。そして、直線Ｌは、座標軸ｆｘに平行であり、周波数領域Ｃは、直線Ｌに関して、座標軸ｆｘとは反対側、換言すれば、ＤＣ成分６３のピーク座標である原点とは反対側にある。このようにして設定された周波数領域Ｃは、座標軸ｆｘと重なりを有しておらず、座標軸ｆｘ，ｆｙに沿って広がるＤＣ成分６３をその領域内に含んでいない。
【０１００】
次いで、周波数領域Ｃを、モアレ縞の基本周波数成分６２のピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる周波数領域Ｄを生成する（ＦＩＧ．１２Ｂ）。
【０１０１】
このようにして生成される周波数領域Ｄに含まれる空間周波数スペクトルのモアレ縞の基本周波数成分６２は、上述の対称性によって、周波数領域Ａにおいて対応する成分と同じとなる。
【０１０２】
以上の周波数領域Ｂ，Ｃ，Ｄを一つの周波数領域Ｅに合成する（ＦＩＧ．１２Ｃ）。合成された周波数領域Ｅは、周波数領域Ａと同じ大きさを有するが、上述の通り、周波数領域Ｃ、及びこれを基に生成された周波数領域Ｄのいずれにも座標軸ｆｘ，ｆｙに沿って広がるＤＣ成分６３が含まれないので、周波数領域Ｅの領域内に、座標軸ｆｘ，ｆｙ上に広がるＤＣ成分は含まれていない。
【０１０３】
そして、モアレ縞の基本周波数成分６２のピーク座標が周波数空間の原点に重なるように、周波数領域Ｅを移動させ、この周波数領域Ｅに対して逆フーリエ変換を行う。逆フーリエ変換によって得られる複素数情報から屈折角φ（ｘ，ｙ）が求まり、そして、屈折角φ（ｘ、ｙ）より求まる位相シフト分布の微分量をｘ軸に沿って積分し、同様の演算を各ｙ座標について行うことによって、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。
【０１０４】
以上の処理は、演算処理部２２により行われ、演算処理部２２は、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を画像化した位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。上述した位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作して自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。
【０１０５】
以上、説明したように、逆フーリエ変換を行う周波数領域Ｅに、モアレ縞の基本周波数成６２分以外の非基本周波数成分６３を含めず、若しくはその領域内に含まれる非基本周波数成分６３を低減することができる。それにより、逆フーリエ変換を行う周波数領域Ｅを拡大して空間分解能を高めると共に、位相復元精度を高めることができる。
【０１０６】
また、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に幾何学的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システムでは、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。
【０１０７】
なお、上述したＸ線撮影システム１０は、第１の格子の投影像に対して第２の格子を重ね合わせてモアレ縞を生じさるものであって、そのため、第１及び第２の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して第２の格子を重ね合わせてモアレ縞を生じさせる場合にも、本発明は有用である。よって、第１の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。
【０１０８】
また、位相シフト分布Φを画像化したものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるＸ線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像化したもの、また、位相シフトの微分量を画像化したものも位相コントラスト画像に含まれる。
【０１０９】
また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得されるモアレ縞に対して、上述の位相コントラスト画像の生成処理を行い、位相コントラスト画像を取得するようにしてもよい。この位相コントラスト画像は、例えば第１及び第２の吸収型格子３１，３２の不均一性等によって生じる位相ムラ（初期位相のズレ）を反映している。このプレ撮影における位相コントラスト画像を、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される位相コントラスト画像から減算することで、撮像部１２の位相ムラを補正した位相コントラスト画像を得ることが出来る。
【０１１０】
また、ＦＰＤ３０の画素４０の配列ピッチＰは、典型的には、Ｇ１像のパターン周期ｐ１’（第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ１）よりも大きく、ＦＰＤ３０はＧ１像の周期パターンを解像できないため、第２の吸収型格子３２を用いてモアレ縞を形成し、被写体Ｈによるモアレ縞の変調を解析して位相コントラスト画像を生成するようにしているが、Ｇ１像を解像可能な（画素の配列ピッチがＧ１像のパターン周期より十分に小さい）ＦＰＤやその他のＸ線画像検出器を用いる場合には、被写体ＨによるＧ１像の周期パターンを直接解析して位相コントラスト画像を生成することができる。その場合に、第２の吸収型格子３２を省くことができる。
【０１１１】
図１３は、分離処理及び合成処理の他の例を示す。
【０１１２】
上述した分離処理と同様に、モアレ縞の基本周波数成分６２のピークを中心とする周波数領域Ａにおいて、モアレ縞の基本周波数成分６２のピーク座標を通る直線Ｌを仮定し、直線Ｌ上の周波数領域Ｂと、直線Ｌに関して片側の周波数領域Ｃを切り出す。
【０１１３】
ただし、図１３に示す例において、周波数領域Ａは、図１２に示す周波数領域よりも大きく、周波数空間における直交座標系（ｆｘ‐ｆｙ）の座標軸ｆｘ、ｆｙの各々と重なりを有している。直線Ｌは、座標軸ｆｘに平行であり、周波数領域Ｃは、直線Ｌに関して、ＤＣ成分のピーク座標である原点とは反対側にある。
【０１１４】
このようにして設定された周波数領域Ｃは、座標軸ｆｘとは重なりを有しておらず、座標軸ｆｘに沿って広がるＤＣ成分６３をその領域内に含んでいない。また、周波数領域Ｃは、座標軸ｆｙとは重なりを有するが、その重なりは、ＤＣ成分６３のピーク座標から離れており、よって、周波数領域Ｃは、座標軸ｆｙに沿って広がるＤＣ成分６３を含まないか、含むとしても僅かである。よって、周波数領域Ｂ及びＣ、並びに周波数領域Ｃを基に生成される周波数領域Ｄを一つに合成して得られる周波数領域Ｅの拡大を図りつつ、その領域内に含まれるＤＣ成分を除去ないし低減することができる。
【０１１５】
図１４は、分離処理及び合成処理の他の例を示す。
【０１１６】
図１４に示す例において、周波数領域Ａは、図１３に示す周波数領域Ａと同じであり、周波数空間における直交座標系（ｆｘ‐ｆｙ）の座標軸ｆｘ、ｆｙの各々と重なりを有している。直線Ｌは、モアレ縞の基本周波数成分のピーク座標とＤＣ成分のピーク座標（原点）とを結ぶ直線Ｋと交差し、かつ、座標軸ｆｘ、ｆｙの各々との交点が基本周波数成分のピーク座標を挟むように座標軸ｆｘ、ｆｙと交差している。周波数領域Ｃは、この直線Ｌに関して、ＤＣ成分のピーク座標とは反対側にある。
【０１１７】
このようにして設定された周波数領域Ｃは、座標軸ｆｘ、ｆｙの少なくとも一方と重なりを有し、図示の例においては、座標軸ｆｘ、ｆｙの各々と重なりを有している。しかし、例えば図１２に示す例のように直線Ｌが座標軸ｆｘに平行である場合と比べて、周波数領域Ｃの座標軸ｆｙとの重なりは、ＤＣ成分６３のピーク座標から一層離間し、かつ小さくなるため、周波数領域Ｃの領域内に含まれる座標軸ｆｙに沿って広がるＤＣ成分６３を一層低減することができる。周波数領域Ｃの座標軸ｆｘとの重なりについても、ＤＣ成分６３のピーク座標から離間しており、かつ小さいため、周波数領域Ｃは、座標軸ｆｘに沿って広がるＤＣ成分６３を含んでいないか、含むとしても僅かである。よって、周波数領域Ｂ及びＣ、並びに周波数領域Ｃを基に生成される周波数領域Ｄを一つに合成して得られる周波数領域Ｅの領域内に含まれるＤＣ成分を一層低減することができる。
【０１１８】
図１５は、分離処理、及び合成処理の他の例を示す。
【０１１９】
図１５に示す例において、周波数領域Ａは、ＤＣ成分以外の非基本周波数成分６４を含んでいる。そして、直線Ｌは、非基本周波数成分６４のピーク座標と、モアレ縞の基本周波数成分６２のピーク座標とを結ぶ直線Ｋと交差しており、周波数領域Ｃは、直線Ｌに関して、非基本周波数成分６４のピーク座標とは反対側にある。
【０１２０】
このようにして設定された周波数領域Ｃは、非基本周波数成分６４成分をその領域内に含まないか、含むとしても僅かである。それにより、周波数領域Ｂ及びＣ、並びに周波数領域Ｃを基に生成される周波数領域Ｄを一つに合成して得られる周波数領域Ｅの拡大を図りつつ、その領域内に含まれる非基本周波数成分を除去ないし低減することができる。
【０１２１】
図１６は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。
【０１２２】
図１６に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。
【０１２３】
Ｘ線源収納部８２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台８３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板８４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台８３との間で乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したＸ線撮影が行われる。
【０１２４】
なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、前述したＸ線撮影システム１０のものと同様の構成であるため、各構成要素には、Ｘ線撮影システム１０と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、前述したＸ線撮影システム１０と同様であるため説明は省略する。
【０１２５】
図１７は、図１６の放射線撮影システムの変形例を示す。
【０１２６】
図１７に示すマンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置８０と異なる。
【０１２７】
このように、被検体（乳房）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１の投影像（Ｇ１像）が被検体Ｂにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Ｂに起因して変調されたモアレ縞をＦＰＤ３０により検出することができる。すなわち、本マンモグラフィ装置９０でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。
【０１２８】
そして、本マンモグラフィ装置９０では、第１の吸収型格子３１による遮蔽により、線量がほぼ半減したＸ線が被検体Ｂに照射されることになるため、被検体Ｂの被曝量を、前述したマンモグラフィ装置８０の場合の約半分に低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置９０のように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に被検体を配置することは、前述したＸ線撮影システム１０にも適用することが可能である。
【０１２９】
図１８は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。
【０１３０】
Ｘ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、上記第１実施形態のＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。
【０１３１】
前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。
【０１３２】
マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（第３の吸収型格子）であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。
【０１３３】
このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ３は、マルチスリット１０３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ３として、次式（２０）を満たすように設定する必要がある。
【０１３４】
【数２０】
2012228369.tif 000022
【０１３５】
式（２０）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。
【０１３６】
また、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２は、次式（２１）の関係を満たすように決定される。
【０１３７】
【数２１】
2012228369.tif 000023
【０１３８】
このように、本Ｘ線撮影システムでは、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット１０３は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。
【０１３９】
図１９は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。
【０１４０】
上述のＸ線撮影システム１０の第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの周期配列方向が直線状（すなわち、格子面が平面状）となるように構成されているが、これに代えて、図１９に示すように、格子面を曲面状に凹面化した第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１を用いることもできる。この場合に、検出面が円筒面状のＦＰＤ１１２を用いることが好ましく、ＦＰＤ１１２の検出面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りｙ方向に延びる直線を中心軸とする円筒面状とする。
【０１４１】
第１の吸収型格子１１０は、Ｘ線透過性でかつ湾曲した基板１１０ａの表面に、複数のＸ線遮蔽部１１０ｂが所定のピッチｐ１で周期的に配列されている。各Ｘ線遮蔽部１１０ｂは、ｙ方向に直線状に延伸しており、第１の吸収型格子１１０の格子面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部１１０ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。同様に、第２の吸収型格子１１１は、Ｘ線透過性でかつ湾曲した基板１１１ａの表面に、複数のＸ線遮蔽部１１１ｂが所定のピッチｐ２で周期的に配列されている。各Ｘ線遮蔽部１１１ｂは、ｙ方向に直線状に延伸しており、第２の吸収型格子１１１の格子面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部１１１ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。
【０１４２】
Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子１１０までの距離をＬ１、第１の吸収型格子１１０から第２の吸収型格子１１１までの距離をＬ２とした場合に、第１の吸収型格子１１０の格子ピッチｐ１及び第２の吸収型格子１１１の格子ピッチｐ２は、上記式（１）の関係を満たすように決定される。
【０１４３】
第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１の格子面を円筒面状とすることにより、Ｘ線焦点１８ｂから照射されるＸ線は、被検体Ｈが存在しない場合、すべて格子面に垂直に入射することになるため、Ｘ線遮蔽部１１０ｂの厚みｈ１とＸ線遮蔽部１１１ｂの厚みｈ２との上限の制約が緩和され、上記式（６）及び（７）を考慮する必要がなくなる。
【０１４４】
上記の第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１を用いたＸ線撮影システムでは、第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１のいずれか一方を、光軸Ａを中心にして相対的に回転させるなどして任意の周期のモアレを発生させ、上述のフーリエ変換、及び逆フーリエ変換を行い、屈折角φを演算し、この屈折角φに基づいて位相シフト分布Φを得ることができる。
【０１４５】
上述した各Ｘ線撮影システムでは、放射線として一般的なＸ線を用いる場合について説明したが、本発明に用いられる放射線はＸ線に限られるものではなく、α線、γ線等のＸ線以外の放射線を用いることも可能である。
【０１４６】
以上、説明したように、本明細書には、下記（１）から（７）の放射線撮影システム、及び下記（８）の放射線撮影方法、並びに下記（９）のプログラムが開示されている。
【０１４７】
（１）  放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像を取得する撮影部と、前記撮影部によって取得された放射線画像に基づいて前記被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備え、前記演算処理部は、前記放射線画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得するフーリエ変換処理と、前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域のうち、前記基本周波数成分のピーク座標を通る直線上の第１の周波数領域、及び該直線に関していずれか片側にある第２の周波数領域を、前記空間周波数スペクトルから分離する分離処理と、前記第１の周波数領域及び前記第２の周波数領域、並びに前記第２の周波数領域を前記ピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる第３の周波数領域、を一つの周波数領域に合成する合成処理と、合成された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、を実行する放射線撮影システム。
（２）  上記（１）の放射線撮影システムであって、前記直線は、前記基本周波数成分のピーク座標と、前記基本周波数成分を除く前記空間周波数スペクトルに含まれる非基本周波数成分のピーク座標とを結ぶ直線に交差し、前記第２の周波数領域は、前記直線に関して、前記非基本周波数成分のピーク座標とは反対側にある放射線撮影システム。
（３）  上記（２）の放射線撮影システムであって、前記非基本周波数成分は、ＤＣ成分である放射線撮影システム。
（４）  上記（３）の放射線撮影システムであって、前記直線は、前記直交座標系の一方の座標軸と平行である放射線撮影システム。
（５）  上記（３）の放射線撮影システムであって、前記直線は、前記直交座標系の両方の座標軸の各々との交点の間に前記基本周波数成分のピーク座標を挟むように、前記座標軸の各々に交差する放射線撮影システム。
（６）  上記（１）から（５）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記撮影部は、第１の格子及び第２の格子を含み、前記周期パターンは、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像に前記第２の格子が重ね合わされることによって形成されるモアレ縞である放射線撮影システム。
（７）  上記（１）から（５）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記撮影部は、第１の格子を含み、前記周期パターンは、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像の周期パターンである放射線撮影システム。
（８）  放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像に基づいて前記被写体の位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法であって、前記放射線画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域のうち、前記基本周波数成分のピーク座標を通る直線上の第１の周波数領域、及び該直線に関していずれか片側にある第２の周波数領域を、前記空間周波数スペクトルから分離し、前記第１の周波数領域及び前記第２の周波数領域、並びに前記第２の周波数領域を前記ピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる第３の周波数領域、を一つの周波数領域に合成し、合成された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法。
（９）  コンピュータに、放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像に対してフーリエ変換を行って、前記放射線画像の空間周波数スペクトルを取得するフーリエ変換処理と、前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域のうち、前記基本周波数成分のピーク座標を通る直線上の第１の周波数領域、及び該直線に関していずれか片側にある第２の周波数領域を、前記空間周波数スペクトルから分離する分離処理と、前記第１の周波数領域及び前記第２の周波数領域、並びに前記第２の周波数領域を前記ピーク座標に関して１８０°回転すると共にそこに含まれる空間周波数スペクトルの位相の正負を逆転してなる第３の周波数領域、を一つの周波数領域に合成する合成処理と、合成された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、を実行させるプログラム。
【符号の説明】
【０１４８】
１０   Ｘ線撮影システム
１１   Ｘ線源
１２   撮影部
２２   演算処理部
３０   ＦＰＤ
３１   第１の吸収型格子
３２   第２の吸収型格子
【図１】
2012228369.tif 000024
【図２】
2012228369.tif 000025
【図３】
2012228369.tif 000026
【図４】
2012228369.tif 000027
【図５】
2012228369.tif 000028
【図６】
2012228369.tif 000029
【図７】
2012228369.tif 000030
【図８】
2012228369.tif 000031
【図９】
2012228369.tif 000032
【図１０】
2012228369.tif 000033
【図１１】
2012228369.tif 000034
【図１２】
2012228369.tif 000035
【図１３】
2012228369.tif 000036
【図１４】
2012228369.tif 000037
【図１５】
2012228369.tif 000038
【図１６】
2012228369.tif 000039
【図１７】
2012228369.tif 000040
【図１８】
2012228369.tif 000041
【図１９】
2012228369.tif 000042