(57)【要約】【課題】格子を通過した周期パターン像を放射線画像検出器によって検出する放射線画像撮影装置において、キャリブレーションを簡略化して撮影時間の短縮化を図る。【解決手段】放射線画像検出器に起因する検出器補正データと第１および第２の格子に起因する格子補正データとを別々に記憶する補正データ記憶部６２，６３と、補正データ記憶部６２，６３に記憶された検出器補正データと格子補正データとを別個に独立して更新する補正データ更新部６０ａとを備えたものとする。【選択図】図６
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、格子構造が周期的に配置され、前記第１の周期パターン像が入射されて第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置において、
前記放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと前記第１および第２の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶する補正データ記憶部と、
該補正データ記憶部に記憶された前記検出器補正データと前記格子補正データとを別個に独立して更新する補正データ更新部と、
該補正データ更新部により更新された前記検出器補正データおよび前記格子補正データと前記第２の周期パターン像とに基づいて画像を生成する画像生成部とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。
【請求項２】
前記放射線画像検出器が着脱可能に構成されたものであり、
前記放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部を備え、
前記補正データ更新部が、前記放射線画像検出器の着脱が検出された際に前記検出器補正データを更新するものであることを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項３】
前記第１および第２の格子が着脱可能に構成されたものであり、
前記第１および第２の格子の着脱を検出する格子着脱検出部を備え、
前記補正データ更新部が、前記第１および第２の格子の着脱が検出された際に前記格子補正データを更新するものであることを特徴とする請求項１または２記載の放射線画像撮影装置。
【請求項４】
前記放射線画像検出器と前記第１および第２の格子とが着脱可能に構成されたものであり、
前記放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部と、
前記第１および第２の格子の着脱を検出する格子着脱検出部とを備え、
前記補正データ更新部が、前記放射線画像検出器と前記第１および第２の格子とのうちの前記放射線画像検出器のみの着脱が検出された場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データのうちの前記検出器補正データのみを更新し、
前記放射線画像検出器と前記第１および第２の格子とのうちの前記第１および第２の格子のみの着脱が検出された場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データのうちの前記格子補正データのみを更新するものであることを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項５】
前記放射線画像検出器を被写体に対して相対的に離接する方向に移動させる移動機構を備え、
前記補正データ更新部が、前記移動機構によって前記放射線画像検出器が移動させられた際に前記格子補正データを更新するものであることを特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項６】
前記放射線画像検出器と前記第１および第２の格子とが着脱可能に構成されたものであり、
前記放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部と、
前記第１および第２の格子の着脱を検出する格子着脱検出部と、
前記放射線画像検出器を被写体に対して相対的に離接する方向に移動させる移動機構とを備え、
前記補正データ更新部が、
前記放射線画像検出器と前記第１および第２の格子とのうちの前記第１および第２の格子のみの着脱が検出された場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データのうちの前記格子補正データのみを更新し、
前記放射線画像検出器と前記第１および第２の格子とのうちの前記放射線画像検出器のみの着脱が検出され、かつ前記移動機構により前記放射線画像検出器が移動してない場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データのうちの前記検出器補正データのみを更新し、
前記放射線画像検出器と前記第１および第２の格子とのうちの前記放射線画像検出器のみの着脱が検出され、かつ前記移動機構により前記放射線画像検出器が移動した場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データの両方を更新するものであることを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項７】
前記検出器補正データが、前記放射線画像検出器のオフセット補正データ、感度補正データおよび欠陥画素補正データの少なくとも１つを含むものであることを特徴とする請求項１から６いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項８】
前記格子補正データが、被写体を配置していない状態で前記放射線画像検出器によって検出された前記第２の周期パターン像に基づくものであることを特徴とする請求項１から７いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項９】
前記格子補正データが、前記放射線画像検出器のオフセット補正が施された前記第２の周期パターン像に基づくものであることを特徴とする請求項８記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１０】
前記格子補正データが、前記放射線画像検出器の感度補正が施された前記第２の周期パターン像に基づくものであることを特徴とする請求項８または９記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１１】
前記格子補正データが、前記第１および第２の格子の欠陥位置情報を含むものであることを特徴とする請求項８から１０いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１２】
前記第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、該一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構を備え、
前記画像生成部が、前記走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第２の周期パターン像を表す放射線画像信号に対して前記検出器補正データを用いた補正を施し、該補正の施された放射線画像信号と前記格子補正データとを用いて位相コントラスト画像を生成するものであることを特徴とする請求項１から１１いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１３】
前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記第１の格子の前記第１の周期パターン像の延伸方向と前記第２の格子の延伸方向とが相対的に傾くように配置されたものであり、
前記画像生成部が、被写体への前記放射線の照射により前記放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に対して前記検出器補正データを用いた補正を施し、該補正の施された放射線画像信号と前記格子補正データとを用いて位相コントラスト画像を生成するものであることを特徴とする請求項１から１１いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１４】
前記画像生成部が、前記放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に基づいて、互いに異なる画素行の群から読み出された放射線画像信号を互いに異なる縞画像の放射線画像信号として取得し、該取得した複数の縞画像の放射線画像信号に基づいて前記位相コントラスト画像を生成するものであることを特徴とする請求項１３記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１５】
前記画像生成部が、被写体への前記放射線の照射により前記放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に対してフーリエ変換処理を施し、該フーリエ変換処理の結果に基づいて位相コントラスト画像を生成するものであることを特徴とする請求項１から１１いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１６】
格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、格子構造が周期的に配置され、前記第１の周期パターン像が入射されて第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置を用いて前記被写体の放射線画像を生成する放射線画像生成方法において、
前記放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと前記第１および第２の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶し、
該検出器補正データと前記格子補正データとを別個に独立して更新し、
該更新した検出器補正データおよび格子補正データと前記第２の周期パターン像とに基づいて画像を生成することを特徴とする放射線画像生成方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、格子を利用した放射線画像生成方法および放射線画像撮影装置に関するものであり、特に、格子および放射線画像検出器のキャリブレーションを行う放射線画像生成方法および放射線画像撮影装置に関するものである。
【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、被写体の内部を調べ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】
近年、被検体の吸収係数の違いによる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研究が行われている。この位相差を利用した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として、たとえば、第１の格子と第２の格子の２つの格子を所定の間隔で平行に配列し、タルボ干渉効果によって第２の格子の位置に第１の格子の自己像を形成し、この自己像を第２の格子によって強度変調することによってＸ線位相コントラスト画像を取得するＸ線位相画像撮影装置が提案されている。
【０００７】
一方、放射線画像検出器などを小型の筐体に収容した放射線画像撮影用カセッテも種々提案されている。この放射線画像撮影用カセッテは、比較的薄型で且つ搬送可能なサイズのものであるため取り扱いが便利であるとともに、被写体の大きさや種類などに合わせて、それぞれに適した大きさや形状ものが準備されており、被写体の条件に応じて撮影装置に着脱できるように構成されている。そして、上述したＸ線位相画像撮影装置においても、このようなカセッテを用いることが考えられる。
【０００８】
また、Ｘ線位相画像撮影装置における第１の格子と第２の格子についても、被写体サイズなどに応じて種々のサイズがあり、第１および第２の格子ついても放射線画像検出器と同様に、装置に対して着脱可能な構成とし、用途に応じて取り替え可能にすることが考えられる。
【０００９】
ここで、Ｘ線画像撮影装置において良好な画像を得るためには、個々の放射線画像検出器の性能のバラツキに応じた補正データで検出器の補正を行う必要があることはいうまでもない。補正すべき性能とは、たとえば従来知られているように、オフセットや感度、リニアリティなどのバラツキや、欠陥画素、残像特性などが挙げられる。
【００１０】
そして、Ｘ線位相画像撮影装置においては、一般的なＸ線画像撮影装置で必要な上述の放射線画像検出器の性能に対する補正に加えてさらに、第１および第２の格子の性能のバラツキに応じた補正データによって位相コントラスト画像を補正する必要がある。
【００１１】
ここで、補正すべき格子の性能とは、たとえば、格子ピッチの面内バラツキや、第１、第２の格子の相対的位置ズレ、ボイドやホコリ等による格子の欠陥などが挙げられ、これらが適切に補正されない結果として位相コントラスト画像上にアーチファクトを生じる。すなわち、上述したＸ線位相画像撮影装置においては、放射線画像検出器、乃至は第１、第２の格子の着脱の都度、放射線画像検出器の補正データ取得のためのキャリブレーションと、第１および第２の格子の補正データ取得のためのキャリブレーションとを行う必要がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】国際公開ＷＯ２００８−１０２５９８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
しかしながら、放射線画像検出器、乃至は第１、第２の格子の着脱の都度、全てのキャリブレーションを行うようにしたのでは、キャリブレーションを行って撮影が可能になるまでの時間が非常に長くなってしまうという問題がある。
【００１４】
この問題に対し、使用する個々の放射線画像検出器および第１、第２の格子に対する補正データを取得しておき、実際に使用する組合せに応じて補正データを選択し、放射線画像検出器および第１、第２の格子の着脱の都度のキャリブレーション動作を不要にすることが解決手段として考えられる。しかし、Ｘ線位相画像撮影装置では、画素単位の微弱な信号変化をＳ／Ｎよく検出する必要があるため、その補正データにおいても、画素サイズのオーダーの位置精度が要求される。このため、上記解決手段によっては、放射線画像検出器、乃至は第１、第２の格子の着脱において、良好な位相コントラスト画像を得ることは困難である。
【００１５】
なお、特許文献１には、上述したような問題点は指摘されておらず、その解決策についても何の提案もなされていない。
【００１６】
ところで、Ｘ線位相画像撮影装置において、補正すべき各々の項目は、第１および第２の格子の性能のみ由来し、放射線画像検出器の性能とは独立しているものと放射線画像検出器の性能にのみ由来し、第１および第２の格子の性能とは独立しているものに分類可能なものが含まれる。このことから、たとえば、放射線画像撮影用カセッテの交換のみが行われ、第１および第２の格子の交換は行われなかった場合においては、放射線画像検出器の性能を補正するためのキャリブレーションは必要であるが、第１および第２の格子の性能を補正するためのキャリブレーションは行う必要がなく、逆に、第１および第２の格子の交換のみが行われ、放射線画像撮影用カセッテの交換は行われなかった場合においては、第１および第２の格子の性能を補正するためのキャリブレーションは必要であるが、放射線画像検出器の性能を補正するためのキャリブレーションは必要ないといえる。
【００１７】
本発明は、上記事情に鑑み、キャリブレーションを簡略化して撮影時間の短縮化を図ることができる放射線画像生成方法および放射線画像撮影装置を提供することを目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【００１８】
本発明の放射線画像撮影装置は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、格子構造が周期的に配置され、第２の周期パターン像が入射されて第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置において、放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと第１および第２の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶する補正データ記憶部と、補正データ記憶部に記憶された検出器補正データと格子補正データとを別個に独立して更新する補正データ更新部と、補正データ更新部により更新された検出器補正データおよび格子補正データと第２の周期パターン像とに基づいて画像を生成する画像生成部とを備えたことを特徴とする。
【００１９】
また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、放射線画像検出器を着脱可能に構成されたものとし、放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部を設け、
補正データ更新部を、放射線画像検出器の着脱が検出された際に検出器補正データを更新するものとできる。
【００２０】
また、第１および第２の格子を着脱可能に構成されたものとし、第１および第２の格子の着脱を検出する格子着脱検出部を設け、補正データ更新部を、第１および第２の格子の着脱が検出された際に格子補正データを更新するものとできる。
【００２１】
また、放射線画像検出器と第１および第２の格子とを着脱可能に構成されたものとし、放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部と、第１および第２の格子の着脱を検出する格子着脱検出部とを設け、補正データ更新部を、放射線画像検出器と第１および第２の格子とのうちの放射線画像検出器のみの着脱が検出された場合には、検出器補正データおよび格子補正データのうちの検出器補正データのみを更新し、放射線画像検出器と第１および第２の格子とのうちの第１および第２の格子のみの着脱が検出された場合には、検出器補正データおよび格子補正データのうちの格子補正データのみを更新するものとできる。
【００２２】
また、放射線画像検出器を被写体に対して相対的に離接する方向に移動させる移動機構を設け、補正データ更新部を、移動機構によって放射線画像検出器が移動させられた際に格子補正データを更新するものとできる。
【００２３】
また、放射線画像検出器と第１および第２の格子とを着脱可能に構成されたものとし、放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部と、第１および第２の格子の着脱を検出する格子着脱検出部と、放射線画像検出器を被写体に対して相対的に離接する方向に移動させる移動機構とを設け、補正データ更新部を、放射線画像検出器と第１および第２の格子とのうちの第１および第２の格子のみの着脱が検出された場合には、検出器補正データおよび格子補正データのうちの格子補正データのみを更新し、放射線画像検出器と第１および第２の格子とのうちの放射線画像検出器のみの着脱が検出され、かつ移動機構により放射線画像検出器が移動してない場合には、検出器補正データおよび格子補正データのうちの検出器補正データのみを更新し、放射線画像検出器と第１および第２の格子とのうちの放射線画像検出器のみの着脱が検出され、かつ移動機構により放射線画像検出器が移動した場合には、検出器補正データおよび格子補正データの両方を更新するものとできる。
【００２４】
また、検出器補正データを、放射線画像検出器のオフセット補正データ、感度補正データおよび欠陥画素補正データの少なくとも１つを含むものとできる。
【００２５】
また、格子補正データを、被写体を配置していない状態で放射線画像検出器によって検出された第２の周期パターン像に基づくものとできる。
【００２６】
また、格子補正データを、放射線画像検出器のオフセット補正が施された第２の周期パターン像に基づくものとできる。
【００２７】
また、格子補正データを、放射線画像検出器の感度補正が施された第２の周期パターン像に基づくものとできる。
【００２８】
また、格子補正データを、第１および第２の格子の欠陥位置情報を含むものとすることができる。
【００２９】
また、第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、その一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構を設け、画像生成部を、走査機構による移動にともなって一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の第２の周期パターン像を表す放射線画像信号に対して検出器補正データを用いた補正を施し、その補正の施された放射線画像信号と格子補正データとを用いて位相コントラスト画像を生成するものとできる。
【００３０】
また、第１の格子と第２の格子とを、第１の格子の第１の周期パターン像の延伸方向と第２の格子の延伸方向とが相対的に傾くように配置されたものとし、画像生成部を、被写体への放射線の照射により放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に対して検出器補正データを用いた補正を施し、その補正の施された放射線画像信号と格子補正データとを用いて位相コントラスト画像を生成するものとできる。
【００３１】
また、画像生成部を、放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に基づいて、互いに異なる画素行の群から読み出された放射線画像信号を互いに異なる縞画像の放射線画像信号として取得し、その取得した複数の縞画像の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成するものときる。
【００３２】
また、画像生成部を、被写体への放射線の照射により放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に対してフーリエ変換処理を施し、そのフーリエ変換処理の結果に基づいて位相コントラスト画像を生成するものとできる。
【００３３】
本発明の放射線画像生成方法は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、格子構造が周期的に配置され、第１の周期パターン像が入射されて第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置を用いて被写体の放射線画像を取得する放射線画像取得方法において、放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと第１および第２の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶し、検出器補正データと格子補正データとを別個に独立して更新し、その更新した検出器補正データおよび格子補正データと第２の周期パターン像とに基づいて画像を生成することを特徴とする。
【００３４】
ここで、上記「着脱可能」な構成とは、取り付けたり、取り外したりできる構成に限らず、取り付けた状態のままで設置位置を変更することによって通常の設置状態から待避させる構成も含むものとする。
【発明の効果】
【００３５】
本発明の放射線画像生成方法および放射線画像撮影装置によれば、放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと第１および第２の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶し、検出器補正データと格子補正データとを別個に独立して更新するようにしたので、たとえば、放射線画像検出器の着脱のみが行われた場合には、検出器補正データの更新のみを行うようにしたり、第１および第２の格子の着脱のみが行われた場合には、格子補正データの更新のみを行うようにしたりすることができ、キャリブレーションを簡略化し、キャリブレーションを行って撮影が可能になるまでの時間の短縮を図ることができる。
【００３６】
また、本発明の放射線画像撮影装置において、放射線画像検出器を被写体に対して相対的に離接する方向に移動させて拡大率を変更して拡大撮影を行う際には、放射線画像検出器の移動によって特に変動のない検出器補正データについては更新を行わず、放射線画像検出器の移動によって変動する格子補正データのみを更新するようにできるので、この場合においてもキャリブレーションを簡略化、キャリブレーションを行って撮影が可能になるまでの時間の短縮を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００３７】
【図１】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの概略構成図
【図２】図１に示す乳房画像撮影装置の放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器を抽出した模式図
【図３】図２に示す放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器の上面図
【図４】第１の格子の概略構成図
【図５】第２の格子の概略構成図
【図６】図１に示す乳房画像撮影表示システムにおけるコンピュータの内部構成を示すブロック図
【図７】放射線画像検出器のオフセット補正データの一例を示す模式図
【図８】放射線画像検出器の感度補正データの一例を示す模式図
【図９】感度補正データ生成用画像Ｄｘと感度補正前のグリッド補正データ生成用画像Ｄｇと感度補正後のグリッド補正データ生成用画像Ｄｐとの関係を示す図
【図１０】第２の格子３の各位置において撮影したグリッド補正データ生成用画像に対して、オフセット補正および感度補正を施したグリッド補正データ生成用画像Ｄｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）の一例を示す模式図
【図１１】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの作用を説明するためのフローチャート
【図１２】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムにおける補正データの更新方法を説明するためのフローチャート
【図１３】被検体の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つの放射線の経路を例示する図
【図１４】第２の格子の並進移動について説明するための図
【図１５】位相コントラスト画像を生成する方法を説明するための図
【図１６】位相オフセットの補正について説明するための図
【図１７】位相欠陥画素補正について説明するための図
【図１８】１回の撮影により複数の縞画像を取得する場合の第１の格子の自己像、第２の格子および放射線画像検出器の画素の配置関係を示す図
【図１９】第２の格子に対する第１の格子の自己像の傾き角を設定する方法を説明するための図
【図２０】第２の格子に対する第１の格子の自己像の傾き角の調整方法を説明するための図
【図２１】放射線画像検出器から読み取られた画像信号に基づいて、複数の縞画像を取得する作用を説明するための図
【図２２】放射線画像検出器から読み取られた画像信号に基づいて、複数の縞画像を取得する作用を説明するための図
【図２３】光読取方式の放射線画像検出器の一例を示す図
【図２４】図２３に示す放射線画像検出器における放射線画像の記録の作用を説明するための図
【図２５】図２３に示す放射線画像検出器における放射線画像の読取りの作用を説明するための図
【図２６】吸収画像と小角散乱画像を生成する方法を説明するための図
【図２７】第１および第２の格子を９０°回転させる構成を説明するための図
【発明を実施するための形態】
【００３８】
以下、図面を参照して本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムについて説明する。図１は、本発明の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システム全体の概略構成を示す図である。
【００３９】
本乳房画像撮影表示システムは、図１に示すように、乳房画像撮影装置１０と、乳房画像撮影装置１０に接続されたコンピュータ３０と、コンピュータ３０に接続されたモニタ４０および入力部５０とを備えている。
【００４０】
そして、乳房画像撮影装置１０は、図１に示すように、基台１１と、基台１１に対し上下方向（Ｚ方向）に移動可能であり、かつ回転可能な回転軸１２と、回転軸１２により基台１１と連結されたアーム部１３を備えている。
【００４１】
アーム部１３はアルファベットのＣの形をしており、アーム部１３の一方の側には乳房Ｂが設置される撮影台１４が設けられ、他方の側には撮影台１４と対向するように放射線源ユニット１５が設けられている。アーム部１３の上下方向の移動は、基台１１に組み込まれたアームコントローラ３３により制御される。
【００４２】
また、撮影台１４の乳房設置面とは反対側には、グリッドユニット１６とカセッテユニット１７とが撮影台１４からこの順に配置されている。
【００４３】
グリッドユニット１６は、グリッドユニット１６を支持するとともに、グリッドユニット１６が着脱可能であるグリッド支持部１６ａを介してアーム部１３に接続されており、グリッドユニット１６の内部には、後で詳述する第１の格子２、第２の格子３および走査機構５が設けられている。なお、本実施形態においては、グリッドユニット１６をグリッド支持部１６ａに対して取り付けたり、取り外したりできるようにして着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、たとえば、グリッドユニット１６をアーム部１３に取り付けた状態のままでグリッドユニット１６を放射線の光路上から待避可能な構成とし、グリッドユニット１６を放射線の光路上に設置させたり、待避させることによってグリッドユニット１６を着脱可能に構成するようにしてもよい。すなわち、ここでいう着脱可能な構成とは、取り付けと取り外しが可能な構成に限らず、上述したような待避可能な構成も含むものとする。
【００４４】
そして、本実施形態においては、サイズなどが異なる複数種類のグリッドユニット１６が着脱可能に構成されているものとする。
【００４５】
カセッテユニット１７は、カセッテユニット１７を支持するとともに、カセッテユニット１７が着脱可能であるカセッテ支持部１７ａを介してアーム部１３に接続されている。
【００４６】
なお、本実施形態においては、カセッテユニット１７をカセッテ支持部１７ａに対して取り付けたり、取り外したりできるようにして着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、たとえば、グリッドユニット１６と同様に、カセッテユニット１７をアーム部１３に取り付けた状態のままでカセッテユニット１７を放射線の光路上から待避可能な構成とし、カセッテユニット１７を放射線の光路上に設置させたり、待避させることによってカセッテユニット１７を着脱可能に構成するようにしてもよい。
【００４７】
そして、本実施形態においては、サイズなどが異なる複数種類のカセッテユニット１７が着脱可能に構成されているものとする。
【００４８】
そして、アーム部１３内には、カセッテ支持部１７ａを上下方向（Ｚ方向）に移動させるカセッテ移動機構６が設けられている。カセッテ移動機構６は、拡大撮影における拡大率に応じた距離だけカセッテユニット１７を移動させるものであり、アームコントローラ３３によって制御される。なお、本実施形態における拡大率とは、放射線源１の焦点と乳房Ｂとの距離をａ、放射線源１の焦点と放射線画像検出器４の検出面との距離をｂとしたときｂ／ａで表される。
【００４９】
カセッテユニット１７の内部には、フラットパネルディテクタ等の放射線画像検出器４と、放射線画像検出器４からの電荷信号の読み出しなどを制御する検出器コントローラ３５とが備えられている。また、図示省略したが、カセッテユニット１７の内部には、放射線画像検出器４から読み出された電荷信号を電圧信号に変換するチャージアンプや、チャージアンプから出力された電圧信号をサンプリングする相関２重サンプリング回路や、電圧信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換部などが設けられた回路基板なども設置されている。
【００５０】
放射線画像検出器４は、放射線画像の記録と読出しを繰り返して行うことができるものであり、放射線の照射を直接受けて電荷を発生する、いわゆる直接型の放射線画像検出器を用いてもよいし、放射線を一旦可視光に変換し、その可視光を電荷信号に変換する、いわゆる間接型の放射線画像検出器を用いるようにしてもよい。また、放射線画像信号の読出方式としては、ＴＦＴ（thin film transistor）スイッチがオン・オフされることによって放射線画像信号が読みだされる、いわゆるＴＦＴ読出方式のものや、読取光を照射することによって放射線画像信号が読み出される、いわゆる光読出方式のものを用いることが望ましいが、これに限らずその他のものを用いるようにしてもよい。
【００５１】
放射線源ユニット１５の中には放射線源１と、放射線源コントローラ３４が収納されている。放射線源コントローラ３４は、放射線源１から放射線を照射するタイミングと、放射線源１における放射線発生条件（管電流、露光時間、管電圧等）を制御するものである。
【００５２】
また、アーム部１３には、撮影台１４の上方に配置されて乳房を押さえつけて圧迫する圧迫板１８と、その圧迫板１８を支持する圧迫板支持部２０と、圧迫板支持部２０を上下方向（Ｚ方向）に移動させる圧迫板移動機構１９が設けられている。圧迫板１８の位置、圧迫圧は、圧迫板コントローラ３６により制御される。
【００５３】
ここで、本実施形態の乳房画像撮影表示システムは、放射線源１、第１の格子２、第２の格子３および放射線画像検出器４を用いて乳房Ｂの位相コントラスト画像を撮影するものであるが、この位相コントラスト画像の撮影を行うために必要とされる放射線源１、第１の格子２および第２の格子３の構成についてより詳細に説明する。図２は、図１に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４のみを抽出して示したものであり、図３は、図２に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４を上方から見た模式図である。
【００５４】
放射線源１は、乳房Ｂに向けて放射線を射出するものであり、第１の格子２に放射線を照射したとき、タルボ干渉効果を発生させうるだけの空間的干渉性を有するものである。たとえば、放射線の発光点のサイズが小さいマイクロフォーカスＸ線管やプラズマＸ線源を利用することができる。また、通常の医療現場で用いられるような比較的放射線の発光点（いわゆる焦点サイズ）の大きな放射線源を用いる場合は、所定のピッチを有するマルチスリットを放射線の射出側に設置して使用することができる。この場合の詳細な構成は、たとえば、“Franz Pfeiffer, Timm Weikamp, Oliver Bunk, Christian David, Nature Physics 2, 258-261(01 Apr 2006)Letters, Phase retrieval and differential phase-contrast imaging with low-brilliance X-ray sources”に記されているが、そのスリットＭＳのピッチＰ０は以下の式を満たすような大きさとする必要がある。
【数１】
2012143549.tif 000003
【００５５】
なお、Ｐ２は第２の格子３のピッチ、Ｚ３は、図３に示すように、マルチスリットＭＳから第１の格子２までの距離、Ｚ２は第１の格子２から第２の格子３までの距離である。
【００５６】
第１の格子２は、放射線源１から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像（以下、自己像Ｇ１という）を形成するものであり、図４に示すように、放射線を主として透過する基板２１と、基板２１上に設けられた複数の部材２２とを備えている。複数の部材２２は、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図４の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材２２は、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。部材２２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。また、第１の格子２としては、照射される放射線に対して約９０°または約１８０°の位相変調を与える、いわゆる位相変調型格子であることが望ましく、たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ１は１μｍ〜１０μｍ程度になる。また、振幅変調型格子を用いることもできる。この場合、部材２２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ１は１０μｍ〜数１００μｍ程度になる。
【００５７】
第２の格子３は、第１の格子２により形成された第１の周期パターン像を強度変調して第２の周期パターン像を形成するものであり、図５に示すように、第１の格子２と同様に、放射線を主として透過する基板３１と、基板３１に設けられた複数の部材３２とを備えている。複数の部材３２は放射線を遮蔽するものであり、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図５の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材３２は、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。複数の部材３２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。第２の格子３は、振幅変調型格子であることが望ましい。このとき、部材３２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材３２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ２は１０μｍ〜数１００μｍ程度になる。
【００５８】
ここで、放射線源１から照射される放射線が、平行ビームではなく、コーンビームである場合には、第１の格子２を通過して形成される第１の格子２の自己像Ｇ１は、放射線源１からの距離に比例して拡大される。そして、本実施形態においては、第２の格子３の格子ピッチＰ２と間隔ｄ２は、そのスリット部が、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定される。すなわち、放射線源１の焦点から第１の格子２までの距離をＺ１、第１の格子２から第２の格子３までの距離をＺ２とし第１の格子２を９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、第２の格子ピッチＰ２は、次式（２）の関係を満たすように決定される。なお、Ｐ１’は、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１のピッチである。
【数２】
2012143549.tif 000004
【００５９】
また、第１の格子２を１８０°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、次式（３）の関係を満たすように決定される。
【数３】
2012143549.tif 000005
【００６０】
なお、放射線源１から照射される放射線が平行ビームである場合には、第１の格子２を９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、Ｐ２＝Ｐ１を満たすように決定され、第１の格子２を１８０°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、Ｐ２＝Ｐ１／２を満たすように決定される。
【００６１】
そして、本実施形態の乳房画像撮影装置１０をタルボ干渉計として機能させるためには、さらにいくつかの条件をほぼ満たさねばならない。その条件について以下に説明する。
【００６２】
まず、第１の格子２と第２の格子３とのグリッド面が、図２に示すＸ−Ｙ平面に平行であることが必要である。
【００６３】
そして、さらに、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２は、第１の格子２が９０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数４】
2012143549.tif 000006
【００６４】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６５】
また、第１の格子２が１８０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数５】
2012143549.tif 000007
【００６６】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６７】
また、第１の格子２が振幅変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数６】
2012143549.tif 000008
【００６８】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍ’は正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６９】
なお、上式（４），（５），（６）は、放射線源１により照射される放射線がコーンビームである場合であり、放射線が平行ビームである場合には、上式（４）に代えて下式（７）、上式（５）に代えて下式（８）、上式（６）に代えて下式（９）となる。
【数７】
2012143549.tif 000009
【数８】
2012143549.tif 000010
【数９】
2012143549.tif 000011
【００７０】
また、図４および図５に示すように、第１の格子２の部材２２は厚みｈ１で形成され、第２の格子３の部材３２は厚みｈ２で形成されるが、厚みｈ１と厚みｈ２とを厚くしすぎると、第１の格子２および第２の格子３に斜めに入射する放射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部材２２，３２の延伸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の上限を規定することが好ましい。放射線画像検出器４の検出面におけるＸ方向の有効視野の長さＶを確保するためには、厚みｈ１，ｈ２は、次式（１０）および次式（１１）を満たすように設定することが好ましい。ここで、Ｌは、放射線源１の焦点から放射線画像検出器４の検出面までの距離である（図３参照）。
【数１０】
2012143549.tif 000012
【数１１】
2012143549.tif 000013
【００７１】
そして、グリッドユニット１６内に設けられた走査機構５は、上述したような第２の格子３をその部材３２の延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の格子２と第２の格子３との相対位置を変化させるものである。走査機構５は、たとえば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。そして、走査機構５によって並進移動する第２の格子３の各位置において第２の格子３により形成された第２の周期パターン像が、放射線画像検出器４によって検出される。
【００７２】
図６は、図１に示すコンピュータ３０の構成を示すブロック図である。コンピュータ３０は、中央処理装置（ＣＰＵ）および半導体メモリやハードディスクやＳＳＤ等のストレージデバイスなどを備えており、これらのハードウェアによって、図６に示すような制御部６０、位相コントラスト画像生成部６１、カセッテ補正データ記憶部６２、グリッド補正データ記憶部６３、カセッテ着脱検出部６４およびグリッド着脱検出部６５が構成されている。
【００７３】
制御部６０は、各種のコントローラ３３〜３６に対して所定の制御信号を出力し、システム全体の制御を行うものである。また、制御部６０は、入力部５０において撮影者によって入力された拡大撮影の拡大率に基づいて、図１に示すカセッテ移動機構６を制御するものである。
【００７４】
また、制御部６０は、補正データ更新部６０ａを備えている。補正データ更新部６０ａは、入力部５０において撮影者によって入力されたキャリブレーション開始指示に応じて、後述するカセッテ補正データやグリッド補正データを取得して更新するように放射線源１や放射線画像検出器４などを制御するものである。
【００７５】
そして、補正データ更新部６０ａは、カセッテユニット１７の着脱状況やグリッドユニット１６の着脱状況や拡大率変更の有無などに応じてカセッテ補正データとグリッド補正データとを別個に独立して更新するものである。なお、その更新方法については後で詳述する。
【００７６】
位相コントラスト画像生成部６１は、放射線画像検出器４により第２の格子３の位置毎に検出された互いに異なる複数種類の縞画像の画像信号に基づいて放射線位相コントラスト画像を生成するものである。放射線位相コントラスト画像の生成方法については、後で詳述する。
【００７７】
カセッテ補正データ記憶部６２は、放射線画像検出器４の性能を補正するカセッテ補正データが記憶されたものであり、具体的には、本実施形態においては、カセッテ補正データとして、放射線画像検出器４のオフセット補正データ、感度補正データおよび欠陥画素補正データが記憶されている。なお、カセッテ補正データには、リニアリティ補正データ、残像補正データなども含まれるが、これらは通常、出荷時に取得され、補正データの取得方法も通常の放射線画像検出器と同じであるため、本実施形態での詳細な説明は省略する。
【００７８】
オフセット補正データは、放射線画像検出器４に放射線を照射していない状態で放射線画像検出器４から出力されたオフセット補正用画像に基づいて生成されるものである。図７は、オフセット補正データＯｄａｔａの一例を模式的に示したものである。なお、オフセット補正データＯｄａｔａは、ランダムノイズを低減させるために、複数のオフセット補正用画像を画素毎に平均化して取得することが望ましい。
【００７９】
感度補正データは、放射線画像検出器４に対して被写体と第１および第２の格子２，３とを通過していない一様な放射線を照射することによって放射線画像検出器４から出力された感度補正データ生成用画像Ｄｘに基づいて生成されるものである。具体的には、感度補正データＳｄａｔａは、感度補正データ生成用画像Ｄｘに対して上述したオフセット補正データＯｄａｔａを用いてオフセット補正を施したものに基づいて生成され、下式によって算出される。
【００８０】
Ｓｄａｔａ＝Ｃ／（Ｄｘ−Ｏｄａｔａ）
ただし、Ｃは規格化係数
感度補正データＳｄａｔａは、ランダムノイズを低減するために、上式のようにオフセット補正を施した複数の感度補正データ生成用画像Ｄｘを画素毎に平均化したものに基づいて生成することが望ましい。図８は、感度補正データ生成用画像Ｄｘに基づいて生成された感度補正データＳｄａｔａの一例を模式的に示したものである。
【００８１】
なお、感度補正データＳｄａｔａは、上述したように、第１および第２の格子２，３を含む被写体がない状態での放射線の照射によって取得された感度補正データ生成用画像によって生成されるが、グリッドユニット１６の待避については、たとえば、感度補正データ生成用画像を撮影する際に自動的に行う構成としてもよいし、もしくは、感度補正データ生成用画像を撮影する際にモニタ４０にグリッドユニット１６を取り外すよう促すメッセージを表示するなどして撮影者に報知し、その報知によって撮影者がグリッドユニット１６を取り外すようにしてもよい。
【００８２】
欠陥画素補正データは、放射線を照射した状態か、もしくは放射線を放射線していない状態において放射線画像検出器４から出力された欠陥画素補正データ生成用画像を用いて生成される。具体的には、欠陥画素補正データ生成用画像の各画素に対して、予め設定された所定の閾値を用いて閾値判定を行うことによって欠陥画素が抽出され、その欠陥画素のアドレス情報が欠陥画素補正データとして取得されて記憶されている。なお、欠陥画素の抽出方法はこれに限らず、各種公知の方法を用いることが可能である。
【００８３】
なお、欠陥画素補正データを放射線を照射した状態で取得する場合には、感度補正データの場合と同様にしてグリッドユニット１６を退避させることが好ましい。
【００８４】
グリッド補正データ記憶部６３は、第１および第２の格子の性能を補正するグリッド補正データが記憶されたものである。本実施形態においては、位相コントラスト画像を生成する際に、第１，第２の格子２，３の格子ピッチの面内バラツキや、第１，第２の格子２，３の相対位置ずれに対する補正データ（以降、位相オフセット補正データと呼ぶ）や、格子の欠陥補正データ（以降、位相欠陥補正データと呼ぶ）をグリッド補正データとする。グリッド補正データは、被写体Ｂを設置していない状態で第１の格子２および第２の格子３を通過した放射線を放射線画像検出器４によって検出し、後述する位相コントラスト画像の生成処理と同様の処理によって取得されるものである。
【００８５】
具体的には、グリッド補正データは、後述する位相コントラスト画像の撮影のときと同様に、第１の格子２に対して第２の格子３をＸ方向（第２の格子３の部材３２の延伸方向に直交する方向）についてその配列ピッチＰ２の整数分の１ずつ並進移動させ、第２の格子３の各位置において、第１の格子２および第２の格子３によって形成され、放射線画像検出器４によって検出された画像から生成される。
【００８６】
本実施形態においては、上述したようにして、グリッド補正データ生成のために取得した複数のグリッド補正データ生成用画像Ｄｇに対して、下式に示すように、放射線画像検出器４のオフセット補正と感度補正を施したものをグリッド補正データ生成用画像データＤｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）として取得する。
【００８７】
Ｄｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）＝（Ｄｇ（ｋ＝０〜Ｍ−１）−Ｏｄａｔａ）×Ｓｄａｔａ
図９は、上述した感度補正データ生成用画像Ｄｘと感度補正前のグリッド補正データ生成用画像Ｄｇと感度補正後のグリッド補正データ生成用画像Ｄｐとの関係を示すものであり、図１０は、第２の格子３の位置ｋ＝０〜Ｍ−１について撮影したグリッド補正データ生成用画像Ｄｇ（ｋ＝０〜Ｍ−１）に対して、オフセット補正および感度補正を施したグリッド補正データ生成用画像Ｄｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）の一例を模式的に示したものである。このようにして得られたグリッド補正データ生成用画像は、検出器の性能が補正され、グリッドの性能が分離抽出されていることに着目されたい。そして、後に詳述する処理によって、グリッド補正データ生成用画像から位相オフセット補正データ、位相欠陥補正データといったグリッド補正データを生成し、グリッド補正データ記憶部６３に記憶する。
【００８８】
カセッテ着脱検出部６４は、カセッテ支持部１７ａへのカセッテユニット１７の着脱を検出するものである。カセッテ着脱検出部６４は、たとえば、電気的な接触、非接触を検出することによってカセッテユニット１７の着脱を検出するものとしてもよいし、光学的なセンサなどの出力によってカセッテユニット１７の着脱を検出するものとしてもよい。
【００８９】
グリッド着脱検出部６５は、グリッド支持部１６ａへのグリッドユニット１６の着脱を検出するものである。グリッド着脱検出部６５は、カセッテ着脱検出部６３と同様に、たとえば、電気的な接触、非接触を検出するものでもよし、光学的なセンサなどの出力を検出するものでもよい。
【００９０】
モニタ４０は、コンピュータ３０の位相コントラスト画像生成部６１において生成された位相コントラスト画像を表示するものである。
【００９１】
入力部５０は、たとえば、キーボードやマウスなどのポインティングデバイスから構成されるものであり、撮影条件や撮影開始指示などの撮影者による入力を受け付けるものである。本実施形態においては、特に、拡大撮影における拡大率の入力を受け付けるものである。
【００９２】
次に、本実施形態の乳房画像撮影表示システムの作用について、図１１および図１２に示すフローチャートを参照しながら説明する。
【００９３】
まず、撮影者によって入力部５０を用いて種々の撮影条件が入力される（Ｓ１０）。このとき拡大撮影を行う場合には、拡大率が入力され、入力部５０において受け付けられた拡大率は制御部６０に出力される。
【００９４】
そして、制御部６０は、拡大撮影の拡大率が入力された場合には、入力された拡大率に応じた拡大撮影が行われるように制御部６０がアームコントローラ３３に制御信号を出力し、その制御信号に応じてアームコントローラ３３によってカセッテ移動機構６が駆動制御され、カセッテ移動機構６によってカセッテユニット１７が上下方向に移動する（Ｓ１２）。すなわち、カセッテ移動機構６が、放射線源１と放射線画像検出器４の検出面との距離が、撮影者によって設定入力された拡大率に応じた距離となるようにカセッテユニット１７をＺ方向に移動させる。
【００９５】
次に、撮影者によって入力部５０を用いてキャリブレーション開始指示が入力される。そして、入力部５０において受け付けられたキャリブレーション開始指示は、制御部６０の補正データ更新部６０ａに入力され、補正データ更新部６０ａは、グリッドユニット１６およびカセッテユニット１７の着脱検出状況と、拡大率変更の有無に応じて更新する補正データを選択し、その補正データの取得を開始する（Ｓ１４）。
【００９６】
ここで、補正データ更新部６０ａの作用について、図１２に示すフローチャートを参照しながら具体的に説明する。
【００９７】
補正データ更新部６０ａは、まず、前回の位相コントラスト画像の撮影から今回の位相コントラスト画像の撮影の間において、カセッテユニット１７およびグリッドユニット１６の着脱が行われたか否かの情報をカセッテ着脱検出部６４とグリッド着脱検出部６５とから取得する。
【００９８】
そして、補正データ更新部６０ａは、カセッテユニット１７とグリッドユニット１６との両方の着脱が行われている場合には（Ｓ３０，ＹＥＳ、Ｓ３２，ＹＥＳ）、カセッテ補正データとグリッド補正データとの両方を取得するように放射線源１および放射線画像検出器４などを制御する。そして、取得したカセッテ補正データをカセッテ補正データ記憶部６２に記憶させて更新するとともに、グリッド補正データをグリッド補正データ記憶部６３に記憶させて更新する（Ｓ３４）。
【００９９】
また、補正データ更新部６０ａは、カセッテユニット１７のみの着脱が行われ、グリッドユニット１６の着脱が行われていない場合には（Ｓ３０，ＹＥＳ、Ｓ３２，ＮＯ）、撮影者によって拡大撮影の指示が行われているか否かを確認し、拡大撮影の指示が行われている場合には（Ｓ３６，ＹＥＳ）、カセッテ補正データとグリッド補正データとの両方を取得するように放射線源１および放射線画像検出器４などを制御する。そして、取得したカセッテ補正データをカセッテ補正データ記憶部６２に記憶させて更新するとともに、グリッド補正データをグリッド補正データ記憶部６３に記憶させて更新する（Ｓ３８）。一方、撮影者によって拡大撮影の指示が行われていない場合には（Ｓ３６，ＮＯ）、カセッテ補正データおよびグリッド補正データのうちのカセッテ補正データのみを取得するように放射線源１および放射線画像検出器４などを制御する。そして、取得したカセッテ補正データをカセッテ補正データ記憶部６２に記憶させて更新し、グリッド補正データについては更新しない（Ｓ４０）。
【０１００】
また、補正データ更新部６０ａは、カセッテユニット１７の着脱が行われず、グリッドユニット１６の着脱が行われている場合には（Ｓ３０，ＮＯ、Ｓ４２，ＹＥＳ）、カセッテ補正データおよびグリッド補正データのうちのグリッド補正データのみを取得するように放射線源１および放射線画像検出器４などを制御する。そして、取得したグリッド補正データをグリッド補正データ記憶部６３に記憶させて更新し、カセッテ補正データについては更新しない（Ｓ４４）。
【０１０１】
一方、補正データ更新部６０ａは、カセッテユニット１７およびグリッドユニットの両方の着脱が行われていない場合には（Ｓ３０，ＮＯ、Ｓ４２，ＮＯ）、撮影者によって拡大率変更の指示が行われているか否かを確認する。そして、拡大率変更の指示が行われている場合には（Ｓ４６，ＹＥＳ）、カセッテ補正データおよびグリッド補正データのうちのグリッド補正データのみを取得するように放射線源１および放射線画像検出器４などを制御する。そして、取得したグリッド補正データをグリッド補正データ記憶部６３に記憶させて更新し、カセッテ補正データについては更新しない（Ｓ４８）。一方、撮影者によって拡大率変更の指示が行われていない場合には（Ｓ４６，ＮＯ）、カセッテ補正データおよびグリッド補正データの両方とも更新しない（Ｓ５０）。
【０１０２】
上記のようにして、補正データ更新部６０ａは、グリッドユニット１６およびカセッテユニット１７の着脱検出状況と、拡大率変更の有無に応じて、更新する補正データを選択し、その補正データの更新を行う。
【０１０３】
そして、上述したような補正データの更新が行われた後、位相コントラスト画像の撮影が開始される。
【０１０４】
具体的には、図１１に示すフローチャートに戻り、まず、撮影台１４の上に患者の乳房Ｂが設置され、圧迫板１８により乳房Ｂが所定の圧力によって圧迫される（Ｓ１６）。
【０１０５】
次に、撮影者によって入力部５０において位相コントラスト画像の撮影開始指示が入力され、その撮影開始指示の入力に応じて放射線源１から放射線が射出される（Ｓ１８）。
【０１０６】
そして、その放射線は乳房Ｂを透過した後、第１の格子２に照射される。第１の格子２に照射された放射線は、第１の格子２で回折されることにより、第１の格子２から放射線の光軸方向において所定の距離において、タルボ干渉像を形成する。
【０１０７】
これをタルボ効果と呼び、光波が第１の格子２を通過したとき、第１の格子２から所定の距離において、第１の格子２の自己像Ｇ１を形成する。たとえば、第１の格子２が、９０°の位相変調を与える位相変調型格子の場合、上式（４）または上式（７）（１８０°の位相変調型格子の場合は上式（５）または上式（８）、強度変調型格子の場合は上式（６）または上式（９））で与えられる距離において第１の格子２の自己像Ｇ１を形成する一方、被検体である乳房Ｂによって、第１の格子２に入射する放射線の波面は歪むため、第１の格子２の自己像Ｇ１はそれに従って変形している。
【０１０８】
続いて、放射線は、第２の格子３を通過する。その結果、上記の変形した第１の格子２の自己像Ｇ１は第２の格子３との重ね合わせにより、強度変調を受け、上記波面の歪みを反映した画像信号として放射線画像検出器４により検出される。そして、放射線画像検出器４によって検出された画像信号はコンピュータ３０の位相コントラスト画像生成部６１に入力される。
【０１０９】
そして、位相コントラスト画像生成部６１は、カセッテ補正データ記憶部６２に記憶されたカセッテ補正データを用いて、入力された画像信号に対してオフセット補正、感度補正および欠陥画素補正を施し、そのカセッテ補正済画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する（Ｓ２０）。
【０１１０】
次に、位相コントラスト画像生成部６１において位相コントラスト画像を生成する方法について説明するが、まず、本実施形態における位相コントラスト画像の生成方法の原理について説明する。
【０１１１】
図１３は、被検体Ｂ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つの放射線の経路を例示している。符号Ｘ１は、被検体Ｂが存在しない場合に直進する放射線の経路を示しており、この経路Ｘ１を進む放射線は、第１の格子２および第２の格子３を通過して放射線画像検出器４に入射する。符号Ｘ２は、被検体Ｂが存在する場合に、被検体Ｂにより屈折されて偏向した放射線の経路を示している。この経路Ｘ２を進む放射線は第１の格子２を通過した後、第２の格子３により遮蔽される。
【０１１２】
被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｂの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、放射線の進む方向をｚとして、次式（１２）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。
【数１２】
2012143549.tif 000014
【０１１３】
第１の格子２から第２の格子３の位置に形成された自己像Ｇ１は、被検体Ｂでの放射線の屈折により、その屈折角ψに応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、放射線の屈折角ψが微小であることに基づいて、近似的に次式（１３）で表される。
【数１３】
2012143549.tif 000015
【０１１４】
ここで、屈折角ψは、放射線の波長λと被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（１４）で表される。
【数１４】
2012143549.tif 000016
【０１１５】
このように、被検体Ｂでの放射線の屈折による自己像Ｇ１の変位量Δｘは、被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、放射線画像検出器４で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Ｂがある場合とない場合とでの各画素の強度変調信号の位相ズレ量）に、次式（１５）のように関連している。
【数１５】
2012143549.tif 000017
【０１１６】
したがって、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを求めることにより、上式（１５）から屈折角ψが求まり、上式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。この微分量をｘについて積分することにより、被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｂの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、上記位相ズレ量Ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。
【０１１７】
縞走査法では、第１の格子２または第２の格子３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、上述したような撮影を行う。なお、各々の位置で撮影した各画像は、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の重ね合わせによって発生するモアレによって、放射線画像検出器４では縞状の画像として検出されるため、以降はこれを縞画像と呼ぶことにする。本実施形態においては、上述の走査機構５により第２の格子３を移動させる。第２の格子３の移動にともなって、放射線画像検出器４によって検出される縞画像が移動し、並進距離（Ｘ方向への移動量）が、第２の格子３の配列周期の１周期（配列ピッチＰ２）に達すると、すなわち位相変化が２πに達すると縞画像は元の位置に戻る。このような縞画像の変化を、配列ピッチＰ２の整数分の１ずつ第２の格子３を移動させながら、放射線画像検出器４において縞画像を検出し、その検出した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを取得する。
【０１１８】
図１４は、配列ピッチＰ２をＭ（２以上の整数）個に分割した移動ピッチ（Ｐ２／Ｍ）ずつ第２の格子３を移動させる様子を模式的に示している。走査機構５は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各移動位置に、第２の格子３を順に並進移動させる。なお、図１０では、第２の格子３の初期位置を、被検体Ｂが存在しない場合における第２の格子３の位置での第１の格子２の自己像Ｇ１の暗部が、第２の格子３の部材３２にほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちいずれの位置としてもよい。
【０１１９】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線が第２の格子３を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子３を移動させていくと、第２の格子３を通過する放射線は、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線の成分が減少する一方で、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分のみが第２の格子３を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の格子３を通過する放射線は、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分が減少する一方で、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線の成分が増加する。
【０１２０】
そして、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で放射線画像検出器４による撮影を行うことによってＭ枚の縞画像信号が取得され、位相コントラスト画像生成部６１に記憶される。位相コントラスト画像生成部６１は、上述したようにカセッテ補正データ記憶部６２に記憶されたカセッテ補正データを用いて、入力されたＭ枚の縞画像信号に対してオフセット補正、感度補正および欠陥画素補正を施し、そのカセッテ補正済縞画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する。
【０１２１】
以下に、このＭ枚のカセッテ補正済縞画像信号の各画素の画素信号から各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出する方法を説明する。
【０１２２】
まず、第２の格子３の位置ｋにおける各画素の画素信号Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。
【数１６】
2012143549.tif 000018
【０１２３】
ここで、ｘは、画素のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射放射線の強度であり、Ａｎは強度変調信号のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、ψ（ｘ）は、上記屈折角ψを放射線画像検出器４の画素の座標ｘの関数として表したものである。
【０１２４】
次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角ψ（ｘ）は、式（１８）のように表される。
【数１７】
2012143549.tif 000019
【数１８】
2012143549.tif 000020
【０１２５】
ここで、ａｒｇ[]は、偏角の抽出を意味しており、放射線画像検出器４の各画素における強度変調信号の位相ズレ量Ψに対応する。したがって、放射線画像検出器４の各画素について取得されたＭ個の補正済縞画像信号の画素信号から、式（１８）に基づいて位相コントラスト画像の各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出することにより、屈折角ψ（ｘ）が求められる。
【０１２６】
具体的には、放射線画像検出器４によって取得されたＭ個の縞画像信号は、図１５に示すように、第２の格子３の位置ｋに対して周期的に変化する。図１５中の破線は被検体Ｂが存在しない場合の縞画像信号の変化を示しており、実線は、被検体Ｂが存在する場合の縞画像信号の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψに対応する。
【０１２７】
一方で、第１、第２の格子２，３の格子ピッチの面内バラツキや、第１、第２の格子２，３間の相対位置のズレといったグリッドユニット１６の性能、あるいはグリッドユニット１６と放射線画像検出器４間の相対位置のズレによっては、被写体Ｂが存在しない場合の強度変調信号の位相は各画素ごとに異なり、これを初期位相Ψ0とすると、上記の位相ズレ量Ψは、図１６に示すように、被写体Ｂによる位相ズレ量Ψtに初期位相Ψ0がオフセットとなって重畳されている。この初期位相Ψ0が前述の位相オフセットであり、初期位相Ψ0の各画素ごとのバラツキによって、位相コントラスト画像上のアーチファクトとなる。
【０１２８】
この位相オフセットを補正し、被写体Ｂによる位相ズレΨtを求めるためには、被写体Ｂが存在しない場合の前記強度変調信号の位相ズレ量Ψを初期位相Ψ0とし、被写体Ｂが存在する場合の位相ズレΨから減算すればよい。すなわち、位相オフセット補正データは、初期位相Ψ0とすることができる。本実施形態では、グリッド補正データ記憶部６３には、この前述の被写体Ｂが存在しない状態で撮影したグリッド補正データ生成用画像Ｄｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）の画素信号から、上式（１８）に基づいて各画素の強度変調信号の相互の位相ズレΨを算出することで得られた各画素における強度変調信号の初期位相Ψ0が、位相オフセットデータとして記憶されている。
【０１２９】
そして、位相コントラスト画像生成部６１は、上述した撮影によって取得されたＭ枚のカセッテ補正済縞画像信号の各画素信号から強度変調信号を生成して、位相ズレ量Ψを算出し、グリッド補正データ記憶部６３に記憶された位相オフセット補正データ（初期位相Ψ0）との差分に基づいて、被写体Ｂによる位相ズレ量Ψtを算出し、これに基づいて屈折角ψ（ｘ）を算出する。
【０１３０】
ところで、第１、第２の格子２,３の少なくともどちらか一方にボイドがあったり、ホコリが付着すると、ボイドやホコリの位置に対応する放射線画像検出器４の画素において、第１の格子２の格子パターン像と第２の格子３の格子パターンとの重ねあわせによる縞画像が得られず、強度変調信号が得られない画素となる。これを位相欠陥画素と呼ぶこととし、本実施形態では、この位相欠陥画素の位置を位相欠陥補正データとしてグリッド補正データ記憶部６３に記憶する。なお、位相欠陥画素の要因としては、他にも格子の接合部や格子パターンの倒れ等、構造上、製造上の様々な要因が考えられ、ボイドやホコリに限定されるものではない。
【０１３１】
具体的には、被写体Ｂが存在しない状態で撮影したグリッド補正データ生成用（縞）画像Ｄｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）の画素信号から、図１７に示すように各画素ごとに走査ステップｋに対する強度変調信号を生成し、この強度変調信号の振幅が所定の閾値以下の画素を位相欠陥画素と判定する。なお、位相欠陥画素の判定方法は、上記に限らず、位相欠陥画素となる各種要因に応じて他の判定方法を用いてもかまわない。
【０１３２】
そして、位相コントラスト画像生成部６１は、上述のようにして得られた屈折角ψ（ｘ）に対して、グリッド補正データ記憶部６３に記憶された位相欠陥画素補正データに基づいて、位相コントラスト画像の欠陥画素位置を特定し、位相欠陥画素を補正する。位相欠陥画素の補正方法は、典型的には、位相欠陥画素の屈折角φを、周囲の正常画素の屈折角φから線形補間によって生成する等、放射線画像検出器の欠陥画素補正に用いられるような各種の補正方法を用いることが可能である。また、位相欠陥画素補正は、上記位相オフセット補正を実施した後が好ましい。
【０１３３】
また、上述したようなグリッド補正データ生成のために、被写体が存在しない状態で撮影する縞画像数は、被写体が存在する状態で撮影する縞画像枚数とは必ずしも一致する必要はない。すなわち、グリッド補正データ生成用画像の走査ステップ数は、走査ステップ数ｋ（＝０〜Ｍ−１）のうち、いくつかのｋを間引いて減らしてもよいし、走査ピッチを細かくして増やしてもよい。
【０１３４】
そして、屈折角ψ（ｘ）は、上式（１４）で示したように位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に対応する値であるため、屈折角ψ（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）を取得することができる。
【０１３５】
上記説明では、画素のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標についても同様の演算を行うことにより、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）が得られ、これをｘ軸に沿って積分することにより、２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を位相コントラスト画像として得ることができる。
【０１３６】
また、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）に代えて、位相ズレ量の２次元分布Ψ（ｘ，ｙ）をｘ軸に沿って積分することにより位相コントラスト画像を生成するようにしてもよい。
【０１３７】
屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）や位相ズレ量の２次元分布Ψ（ｘ，ｙ）は、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）の微分値に対応するものであるため位相微分像と呼ばれるが、この位相微分像を位相コントラスト画像として生成するようにしてもよい。
【０１３８】
以上のようにして位相コントラスト画像生成部６１において、複数の縞画像信号とグリッド補正データとに基づいて位相コントラスト画像が生成される（Ｓ２２）。
【０１３９】
なお、上記実施形態の放射線位相画像撮影装置は、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ２がタルボ干渉距離となるようにしたが、これに限らず、第１の格子２が入射放射線を回折せずに投影させる構成とするようにしてもよい。このように構成すれば第１の格子２を通過して射影される投影像が、第１の格子２の後方のあらゆる位置で相似的に得られるため、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ２を、タルボ干渉距離を無関係に設定することができる。
【０１４０】
具体的には、第１の格子２と第２の格子３とを、ともに吸収型（振幅変調型）格子として構成するとともに、タルボ干渉効果に関わらず、スリット部を通過した放射線を幾何学的に投影するように構成する。より詳細には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２とを、放射線源１から照射される放射線の実効波長より十分大きな値とすることで、照射放射線に含まれる大部分をスリット部で回折せずに、直進性を保ったまま通過するように構成することができる。たとえば、放射線源のターゲットとしてタングステンを用いた場合には、放射線の実効波長は、管電圧を５０ｋＶにおいて約０．４Åである。この場合には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２を、１μｍ〜１０μｍ程度とすれば大部分の放射線がスリットによって回折されずに幾何学的に投影される。
【０１４１】
なお、第１の格子２の格子ピッチＰ１と第２の格子３の格子ピッチＰ２との関係は、上記第１の実施形態と同様である。
【０１４２】
そして、上記のような構成の放射線位相画像撮影装置においては、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２を、上式（６）においてｍ’＝１とした場合の最小のタルボ干渉距離より短い値に設定することができる。すなわち、上記距離Ｚ２が、次式（１９）を満たす範囲の値に設定する。
【数１９】
2012143549.tif 000021
【０１４３】
なお、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２とは、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、放射線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上述した放射線吸収に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過する放射線が少なからず存在する。このため、放射線の遮蔽性を高めるためには、部材２２，３２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。部材２２，３２による遮蔽は、照射放射線の９０％以上であることが好ましく、たとえば、放射線源１の管電圧が５０ｋＶの場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で１００μｍ以上であることが好ましい。
【０１４４】
ただし、上記実施形態と同様に、いわゆる放射線のケラレの問題があるため、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２との厚さｈ１，ｈ２の制限がある。
【０１４５】
上記のような構成の放射線位相画像撮影装置によれば、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２をタルボ干渉距離よりも短くすることができるので、一定のタルボ干渉距離を確保しなければならない上記実施形態の放射線位相画像撮影装置と比較すると、撮影装置をより薄型化することができる。
【０１４６】
また、上記実施形態の乳房画像撮影システムは、拡大撮影の際、放射線源の位置を変えずにカセッテユニット１７のみを移動させるものであるが、上記のように第１の格子２と第２の格子３とを、ともに吸収型（振幅変調型）格子として構成するとともに、タルボ干渉効果に関わらず、スリット部を通過した放射線を幾何学的に投影するように構成の場合には、カセッテユニット１７の移動に合わせて放射線源ユニット１５も同じ方向に移動させるようにしてもよい。
【０１４７】
また、上記実施形態においては、グリッドユニット１６内の走査機構５によって第２の格子３を並進移動させるとともに、複数回の撮影を行うことによって、位相コントラスト画像を生成するための複数の縞画像信号を取得するようにしたが、このように第２の格子を並進移動させることなく、一回の撮影によって複数の縞画像信号を取得する方法もある。
【０１４８】
具体的には、図１８に示すように、第１の格子２と第２の格子３とが、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くように配置されるようにする。そして、このように配置された第１の格子２と第２の格子３に対して、放射線画像検出器４によって検出される画像信号の各画素の主走査方向（図１８のＸ方向）の主画素サイズＤｘと副走査方向の副画素サイズＤｙとが、図１８に示すような関係となるようにする。
【０１４９】
主画素サイズＤｘは、たとえば、放射線画像検出器として、多数の線状電極を有し、その線状電極の延伸方向に直交する方向に延設された線状読取光源によって走査されて画像信号が読み出される、いわゆる光読取方式の放射線画像検出器を用いた場合には、その放射線画像検出器の線状電極の配列ピッチによって決定されるものである。また、副画素サイズＤｙは、放射線画像検出器に照射される線状の読取光の線状電極の延伸方向についての幅によって決定されるものである。また、いわゆるＴＦＴ読取方式の放射線画像検出器やＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器を用いた場合には、主画素サイズＤｘは、画像信号が読み出されるデータ電極の配列方向の画素回路の配列ピッチによって決定され、副画素サイズＤｙは、ゲート電圧が出力されるゲート電極の配列方向の画素回路の配列ピッチによって決定される。
【０１５０】
そして、位相コントラスト画像を生成するための縞画像の数をＭとすると、Ｍ個の副画素サイズＤｙが位相コントラスト画像の副走査方向の１つの画像解像度Ｄとなるように第１の格子２が第２の格子３に対して傾けられる。
【０１５１】
具体的には、図１９に示すように、第２の格子３のピッチおよび第１の格子２によって第２の格子３の位置に形成される第１の格子２の自己像Ｇ１のピッチをＰ１’、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像Ｇ１のＸ−Ｙ面内の相対的な回転角をθ、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度をＤ（＝Ｄｙ×Ｍ）とすると、回転角θを下式（２０）を満たすように設定することによって、副走査方向の画像解像度Ｄの長さに対して、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の位相がｎ周期分ずれることになる。なお、図１７においては、Ｍ＝５、ｎ＝１の場合を示している。
【数２０】
2012143549.tif 000022
【０１５２】
したがって、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度ＤをＭ分割したＤｘ×Ｄｙの各画素によって、第１の格子２の自己像Ｇ１のｎ周期分の強度変調をＭ分割した画像信号が検出できることになる。図１９に示す例では、ｎ＝１としているので、副走査方向の画像解像度Ｄの長さに対して、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の位相が１周期分ずれることになる。もっとわかり易く言えば、第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期分の第２の格子３を通過する範囲が、副走査方向の画像解像度Ｄの長さにわたって変化する。
【０１５３】
そして、Ｍ＝５としているので、Ｄｘ×Ｄｙの各画素によって第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期の強度変調を５分割した画像信号が検出できることになり、すなわち、Ｄｘ×Ｄｙの各画素によって互いに異なる５つの縞画像の画像信号をそれぞれ検出することができることになる。
【０１５４】
なお、本実施形態においては、上述したとおり、Ｄｘ＝５０μｍ、Ｄｙ＝１０μｍ、Ｍ＝５としているので、位相コントラスト画像の主走査方向の画像解像度Ｄｘと副走査方向の画像解像度Ｄ＝Ｄｙ×Ｍが同じになるが、必ずしも主走査方向の画像解像度Ｄｘと副走査方向の画像解像度Ｄとを合わせる必要はなく、任意の主副比としてもよい。
【０１５５】
さらに、本実施形態においては、Ｍ＝５としているが、Ｍは３以上であればよく、５以外であってもよい。また、上記説明ではｎ＝１としたが、ｎは０以外の整数であれば１以外の整数でもよい。すなわち、ｎが負の整数の場合には上述した例に対して反対周りの回転となり、また、ｎを±１以外の整数としてｎ周期分の強度変調としてもよい。ただし、ｎがＭの倍数の場合は、１組のＭ個の副走査方向画素Ｄｙの間で第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の位相が等しくなり、異なるＭ個の縞画像とならないため除外するものとする。
【０１５６】
また、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像Ｇ１の回転角θの調整については、たとえば、放射線画像検出器４と第２の格子３の相対回転角を固定した後、第１の格子２を回転させることによって行うことができる。
【０１５７】
たとえば、上式（１８）でＰ１’＝５μｍ、Ｄ＝５０μｍ、ｎ＝１とすると、回転角θは約５．７°に設定される。そして、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像Ｇ１の実際の回転角θ’は、たとえば、第１の格子の自己像Ｇ１と第２の格子３によるモアレのピッチによって検出することができる。
【０１５８】
具体的には、図２０に示すように、実際の回転角をθ’、回転によって生じたＸ方向への見た目の自己像Ｇ１のピッチをＰ’とすると、観測されるモアレのピッチＰｍは、
１／Ｐｍ＝｜１／Ｐ’−１／Ｐ１’｜
であるので、Ｐ’＝Ｐ１’／ｃｏｓθ’を上式に代入することによって実際の回転角θ’を求めることができる。なお、モアレのピッチＰｍについては、放射線画像検出器４によって検出された画像信号に基づいて求めるようにすればよい。
【０１５９】
そして、上式（２０）によって求められた回転角θと実際の回転角θ’とを比較し、その差の分だけで自動または手動で第１の格子２の回転角を調整するようにすればよい。
【０１６０】
そして、上記のように構成された放射線位相画像撮影装置においては、放射線画像検出器４から読み出された１フレーム全体の画像信号が位相コントラスト画像生成部６１に記憶された後、その記憶された画像信号に基づいて、互いに異なる５つの縞画像の画像信号が取得される。
【０１６１】
具体的には、図１９に示すように、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度Ｄを５分割し、第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期の強度変調を５分割した画像信号が検出できるように第１の格子２の自己像Ｇ１を第２の格子３に対して傾けるようにした場合には、図２１に示すように、第１読取ラインから読み出された画像信号が第１の縞画像信号Ｍ１として取得され、第２読取ラインから読み出された画像信号が第２の縞画像信号Ｍ２として取得され、第３読取ラインから読み出された画像信号が第３の縞画像信号Ｍ３として取得され、第４読取ラインから読み出された画像信号が第４の縞画像信号Ｍ４として取得され、第５読取ラインから読み出された画像信号が第５の縞画像信号Ｍ５として取得される。なお、図２１に示す第１〜第５読取ラインは、図１８に示す副画素サイズＤｙに相当する。
【０１６２】
また、図２１においては、Ｄｘ×（Ｄｙ×５）の読取範囲しか示していないが、その他の読取範囲についても、上記と同様にして第１〜第５の縞画像信号が取得される。すなわち、図２２に示すように、副走査方向について４画素間隔毎の画素行（読取ライン）からなる画素行群の画像信号が取得されて１フレームの１つの縞画像信号が取得される。より具体的には、第１読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第１の縞画像信号が取得され、第２読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第２の縞画像信号が取得され、第３読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第３の縞画像信号が取得され、第４読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第４の縞画像信号が取得され、第５読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第５の縞画像信号が取得される。
【０１６３】
なお、グリッド補正データについても、上記本撮影と同様にして１回の撮影によって５枚のグリッド補正データが取得される。
【０１６４】
そして、上記第１〜第５の縞画像信号と５枚のグリッド補正データとに基づいて、位相コントラスト画像生成部６１において位相コントラスト画像が生成される。
【０１６５】
また、上記説明では、図１８に示すように、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くように配置された状態で撮影された１枚の画像から、互いに異なる画素行群の画像信号を取得することによって複数の縞画像信号を取得し、その複数の縞画像信号を用いて位相コントラスト画像を生成するようにしたが、上記のようにして撮影された１枚の画像に基づいて複数の縞画像信号を生成するのではなく、上記のようにして撮影した１枚の画像に対してフーリエ変換を施すことによっても位相コントラスト画像を生成することができ、このような方法を採用してもよい。
【０１６６】
具体的には、まず、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くように配置された状態で撮影された１枚の画像に対してフーリエ変換処理を施すことによって、その画像に含まれる被検体Ｂによる吸収情報と位相情報とを分離する。
【０１６７】
そして、周波数空間上において被検体Ｂによる位相情報の部分のみを抽出して周波数空間上の中心（原点）位置に移動した後、その抽出した位相情報に対して逆フーリエ変換処理を施し、各画素単位に対して、その結果の虚部を実部で除算したものの逆正接関数（arctan（虚部／実部））を演算することによって、式（１８）における屈折角ψを求めることができる。そして、式（１４）における位相シフト分布の微分量、すなわち、位相微分像を取得することができる。
【０１６８】
なお、上述のフーリエ変換を用いた位相コントラスト画像の生成方法では、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くように配置された状態で撮影された１枚の画像を用いることとしたが、このように第１の格子２と第２の格子３とを相対的に傾けた場合に限らず、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の重ね合わせによってモアレを生じさせ、該モアレが検出されている少なくとも１枚の画像（縞画像）を用いてもよい。
【０１６９】
ここで、上述した光読取方式の放射線画像検出器の構成および作用について、以下に説明する。
【０１７０】
図２３（Ａ）は、光読取方式の放射線画像検出器４００の斜視図、図２３（Ｂ）は図２３（Ａ）に示す放射線画像検出器のＸＺ面断面図、図２３（Ｃ）は図２３（Ａ）に示す放射線画像検出器のＹＺ面断面図である。
【０１７１】
放射線画像検出器４００は、図２３（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、放射線を透過する第１の電極層４１、第１の電極層４１を透過した放射線の照射を受けることにより電荷を発生する記録用光導電層４２、記録用光導電層４２において発生した電荷のうち一方の極性の電荷に対しては絶縁体として作用し、且つ他方の極性の電荷に対しては導電体として作用する電荷蓄積層４３、読取光の照射を受けることにより電荷を発生する読取用光導電層４４、および第２の電極層４５をこの順に積層してなるものである。なお、上記各層は、ガラス基板４６上に第２の電極層４５から順に形成されている。
【０１７２】
第１の電極層４１としては、放射線を透過するものであればよく、たとえば、ネサ皮膜（ＳｎＯ2）、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）、ＩＺＯ（Indium Zinc Oxide）、アモルファス状光透過性酸化膜であるＩＤＩＸＯ（Idemitsu Indium X-metal Oxide ；出光興産（株））などを５０〜２００ｎｍ厚にして用いることができ、また、１００ｎｍ厚のＡｌやＡｕなども用いることもできる。
【０１７３】
記録用光導電層４２は、放射線の照射を受けることにより電荷を発生するものであればよく、放射線に対して比較的量子効率が高く、また暗抵抗が高いなどの点で優れているａ−Ｓｅを主成分とするものを使用する。厚さは１０μｍ以上１５００μｍ以下が適切である。また、特にマンモグラフィ用途である場合には、１５０μｍ以上２５０μｍ以下であることが好ましく、一般撮影用途である場合には、５００μｍ以上１２００μｍ以下であることが好ましい。
【０１７４】
電荷蓄積層４３は、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性の膜であれば良く、アクリル系有機樹脂、ポリイミド、ＢＣＢ、ＰＶＡ、アクリル、ポリエチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルイミド等のポリマーやＡｓ２Ｓ３、Ｓｂ２Ｓ３、ＺｎＳ等の硫化物、その他に酸化物、フッ化物より構成される。更には、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性であり、それと逆の極性の電荷に対しては導電性を有する方がより好ましく、移動度×寿命の積が、電荷の極性により３桁以上差がある物質が好ましい。
【０１７５】
好ましい化合物としては、Ａｓ２Ｓｅ３、Ａｓ２Ｓｅ３にＣｌ、Ｂｒ、Ｉを５００ｐｐｍから２００００ｐｐｍまでドープしたもの、Ａｓ２Ｓｅ３のＳｅをＴｅで５０％程度まで置換したＡｓ２（ＳｅｘＴｅ１−ｘ）３（０．５＜ｘ＜１）、Ａｓ２Ｓｅ３のＳｅをＳで５０％程度まで置換したもの、Ａｓ２Ｓｅ３からＡｓ濃度を±１５％程度変化させたＡｓｘＳｅｙ（ｘ＋ｙ＝１００、３４≦ｘ≦４６）、アモルファスＳｅ−Ｔｅ系でＴｅを５−３０ｗｔ％のもの等が挙げられる。
【０１７６】
この様なカルコゲナイド系元素を含む物質を用いる場合、電荷蓄積層の厚みは０．４μｍ以上３．０μｍ以下であること好ましく、より好ましくは０．５μｍ以上２．０μｍ以下である。この様な電荷蓄積層は、一度の製膜で形成しても良いし、複数回に分けて積層しても良い。
【０１７７】
なお、電荷蓄積層４３の材料としては、第１の電極層４１と第２の電極層４５との間に形成される電気力線が曲がらないようにするため、その誘電率が、記録用光導電層４２と読取用光導電層４４の誘電率の１／２倍以上２倍以下のものを用いることが望ましい。
【０１７８】
読取用光導電層４４としては、読取光の照射を受けることにより導電性を呈するものであればよく、たとえば、ａ−Ｓｅ、Ｓｅ−Ｔｅ、Ｓｅ−Ａｓ−Ｔｅ、無金属フタロシアニン、金属フタロシアニン、ＭｇＰｃ（Magnesium phthalocyanine），ＶｏＰｃ（phaseII of Vanadyl phthalocyanine）、ＣｕＰｃ（Copper phtalocyanine）などのうち少なくとも１つを主成分とする光導電性物質が好適である。厚さは５〜２０μｍ程度が適切である。
【０１７９】
第２の電極層４５は、読取光を透過する複数の透明線状電極４５ａと読取光を遮光する複数の遮光線状電極４５ｂとを有するものである。透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、放射線画像検出器４００の画像形成領域の一方の端部から他方の端部まで連続して直線状に延びるものである。そして、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、図２３（Ａ），（Ｂ）に示すように、所定の間隔を空けて交互に配列されている。
【０１８０】
透明線状電極４５ａは読取光を透過するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、第１の電極層４１と同様に、ＩＴＯ、ＩＺＯやＩＤＩＸＯを用いることができる。そして、その厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。
【０１８１】
遮光線状電極４５ｂは読取光を遮光するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、上記の透明導電材料とカラーフィルターを組み合せて用いることができる。透明導電材料の厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。
【０１８２】
そして、放射線画像検出器４００においては、後で詳述するが、隣接する透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとの１組を用いて画像信号が読み出される。すなわち、図２３（Ｂ）に示すように、１組の透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとによって１画素の画像信号が読み出されることになる。たとえば、１画素が略５０μｍとなるように透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとを配置することができる。
【０１８３】
そして、図２３（Ａ）に示すように、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂの延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に延設された線状読取光源５００を備えている。線状読取光源５００は、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）やＬＤ（Laser Diode）などの光源と所定の光学系とから構成され、透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂの延伸方向（Ｙ方向）について略１０μｍの幅の線状の読取光を放射線画像検出器４００に照射するように構成されている。そして、この線状読取光源５００は、所定の移動機構（図示省略）によってＹ方向について移動するものであり、この移動により線状読取光源５００から発せられた線状の読取光によって放射線画像検出器４００が走査されて画像信号が読み出される。
【０１８４】
次に、上記のように構成された放射線画像検出器４００の作用について説明する。
【０１８５】
まず、図２４（Ａ）に示すように高圧電源１００によって放射線画像検出器４００の第１の電極層４１に負の電圧を印加した状態において、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３との重ね合わせによって強度変調された放射線が、放射線画像検出器４００の第１の電極層４１側から照射される。
【０１８６】
そして、放射線画像検出器４００に照射された放射線は、第１の電極層４１を透過し、記録用光導電層４２に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層４２において電子−正孔対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層４１に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層４３に蓄積される（図２４（Ｂ）参照）。
【０１８７】
そして、次に、図２５に示すように、第１の電極層４１が接地された状態において、線状読取光源５００から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層４５側から照射される。読取光Ｌ１は透明線状電極４５ａを透過して読取用光導電層４４に照射され、その読取光Ｌ１の照射により読取用光導電層４４において発生した正の電荷が電荷蓄積層４３における潜像電荷と結合するとともに、負の電荷が、透明線状電極４５ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷と結合する。
【０１８８】
そして、読取用光導電層４４において発生した負の電荷と遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷との結合によって、チャージアンプ２００に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。
【０１８９】
そして、線状読取光源５００が、副走査方向（Ｙ方向）に移動することによって線状の読取光Ｌ１によって放射線画像検出器４００が走査され、線状の読取光Ｌ１の照射された読取ライン毎に上述した作用によって画像信号が順次検出され、その検出された読取ライン毎の画像信号が位相コントラスト画像生成部６１に順次入力されて記憶される。
【０１９０】
そして、放射線画像検出器４００の全面が読取光Ｌ１に走査されて１フレーム全体の画像信号が位相コントラスト画像生成部６１に記憶される。
【０１９１】
また、上記実施形態は、本発明の放射線位相画像撮影装置を乳房画像撮影表示システムに適用した例を説明したが、これに限らず、本発明の放射線位相画像撮影装置は、被検者を立位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を臥位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を立位状態および臥位状態で撮影可能な放射線画像撮影システムや、長尺撮影を行う放射線画像システムなどにも適用可能である。
【０１９２】
さらに、本発明は、３次元画像を取得する放射線位相ＣＴ装置や、立体視が可能なステレオ画像を取得するステレオ撮影装置などに適用することも可能である。
【０１９３】
また、上記実施形態においては、位相コントラスト画像を取得することによりこれまで描出が難しかった画像を得ることができるが、従来のＸ線画像診断学は吸収画像に基づいているため、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できると読影の助けになる。たとえば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像が表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。
【０１９４】
しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影との間の撮影肢体のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検体の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、たとえば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。
【０１９５】
そこで、位相コントラスト画像を生成するために取得した複数枚のカセッテ補正済縞画像から、吸収画像を生成する吸収画像生成部や小角散乱画像を生成する小角散乱画像生成部をコンピュータ３０にさらに設けるようにしてもよい。
【０１９６】
吸収画像生成部は、画素毎に得られる画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）を、図２６に示すようにｋについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成するものである。なお、平均値の算出は、画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行ってもよいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、正弦波に限らず、矩形波や三角波形状を用いるようにしてもよい。
【０１９７】
また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。
【０１９８】
小角散乱画像生成部は、画素毎に得られる画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行ってもよいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしてもよい。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値に関連するばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差などを用いることができる。
【０１９９】
また、位相コントラスト画像は、第１および第２の格子２，３の部材２２，３２の周期配列方向（Ｘ方向）のＸ線の屈折成分に基づくものとなり、部材２２，３２の延伸方向（Ｙ方向）の屈折成分は反映されない。すなわち、Ｘ方向に交差する方向（直交する場合はＹ方向）に沿った部位輪郭がＸ方向の屈折成分に基づく位相コントラスト画像として描出されるのであり、Ｘ方向に交差せずにＸ方向に沿っている部位輪郭はＸ方向の位相コントラスト画像として描出されない。すなわち、被検体Ｂとする部位の形状と向きによっては描出できない部位が存在する。例えば、膝等の関節軟骨の荷重面の方向を格子の面内方向であるＸＹ方向のうちＹ方向に合わせると、Ｙ方向にほぼ沿った荷重面（ＹＺ面）近傍の部位輪郭は十分に描出されるが、荷重面に交差しＸ方向にほぼ沿って延びる軟骨周辺組織（腱や靭帯など）については描出が不十分になると考えられる。被検体Ｂを動かすことにより、描出が不十分な部位を再度撮影することは可能ではあるが、被検体Ｂ及び術者の負担が増えることに加え、再度撮影した画像との位置再現性を担保することが難しいといった問題がある。
【０２００】
そこで、他の例として、図２７に示すように、第１および第２の格子２，３の格子面の中心に直交する仮想線（Ｘ線の光軸Ａ）を中心として、第１および第２の格子２，３を、図２７（ａ）に示すような第１の向きから任意の角度で回転させて、図２７（ｂ）に示すような第２の向きとする回転機構１８０をグリッドユニット１６内に設け、第１の向きと第２の向きとのそれぞれにおいて位相コントラスト画像を生成するように構成することも好適である。
【０２０１】
こうすることで、上述した位置再現性の問題をなくせる。なお、図２７（ａ）には、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＹ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第１の向きを示し、図２７（ｂ）には、図２７（ａ）の状態から９０度回転させ、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＸ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第２の向きを示したが、第１の格子２と第２の格子３との間の傾き関係を維持した状態であれば、第１および第２の格子２，３の回転角度は任意である。また、第１の向きおよび第２の向きに加えて、第３の向き、第４の向きなど、２回以上の回転操作を行って、それぞれの向きでの位相コントラスト画像を生成するように構成してもよい。
【０２０２】
なお、グリッド補正データついては、各回転角度について取得されるものとする。
【０２０３】
また、上述したように、１次元格子である第１および第２の格子２，３を回転させるのではなく、第１および第２の格子の２，３を、それぞれの部材２２，３２を２次元方向に延設した２次元格子の構成としてもよい。
【０２０４】
このように構成することにより、１次元格子を回転させる構成と比較すると、１度の撮影で第１の方向、第２の方向に対する位相コントラスト画像が得られるため、撮影間の被検体の体動や装置振動の影響がなく、第１および第２の方向の位相コントラスト画像間の位置再現性においてより良好である。また、回転機構を排除することで、装置の簡略化、コストダウンが可能である。
【符号の説明】
【０２０５】
１     放射線源
２     第１の格子
３     第２の格子
４     放射線画像検出器
５     走査機構
６     カセッテ移動機構
１０   乳房画像撮影装置
１３   アーム部
１４   撮影台
１５   放射線源ユニット
１６   グリッドユニット
１６ａ グリッド支持部
１７   カセッテユニット
１７ａ カセッテ支持部
１８   圧迫板
３０   コンピュータ
６０   制御部
６０ａ 補正データ更新部
６１   位相コントラスト画像生成部
６２   カセッテ補正データ記憶部
６３   グリッド補正データ記憶部
６４   カセッテ着脱検出部
６５   グリッド着脱検出部
【図１】
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【図２】
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【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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【図１０】
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【図１１】
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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１６】
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【図１７】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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