(57)【要約】      （修正有）【課題】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、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１２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２２と、を備え、前記演算処理部は、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する画像生成処理と、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記前記放射線画像のＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターン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復元処理と、を実行する。【選択図】図２
2012200567.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、
前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する吸収画像生成処理と、
前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、
ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターン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、
前記演算処理部は、前記空間周波数処理において、前記放射線画像から前記吸収画像を減算又は除算し、前記吸収画像が減算又は除算された前記放射線画像に対してフーリエ変換を行うことにより、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルを取得する放射線撮影システム。
【請求項３】
請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記空間周波数処理において、前記放射線画像及び前記吸収画像に対してフーリエ変換をそれぞれ行って各々の空間周波数スペクトルを取得し、取得された前記画像の空間周波数スペクトルから前記吸収画像の空間周波数スペクトルを減算することにより、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルを取得する放射線撮影システム。
【請求項４】
請求項１から３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、放射線を検出する画素が２方向に配列された受像部を有する検出器を含んでおり、
前記演算処理部は、前記吸収画像生成処理において、前記各画素の画素値を、前記画素の配列方向のうち前記周期パターンと交差する交差方向に平滑化することによって前記吸収画像を生成する放射線撮影システム。
【請求項５】
請求項４に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記吸収画像生成処理において、前記交差方向に隣り合う複数の画素を一単位として、単位を構成する複数の画素毎に、それら複数の画素を用いて平滑化処理する放射線撮影システム。
【請求項６】
請求項４に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記吸収画像生成処理において、画素毎に、その画素と該画素に前記交差方向に隣り合う少なくとも１つの画素とを用いて平滑化処理する放射線撮影システム。
【請求項７】
請求項５又は６に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記平滑化処理において、３以上の複数の画素を用いる放射線撮影システム。
【請求項８】
請求項７に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記平滑化処理において、その平滑化処理に用いられる複数の画素の画素値を所定の補間曲線によって補完して該補間曲線の平均を求め、求めた平均値をその平滑化処理において平滑化される画素の画素値とする放射線撮影システム。
【請求項９】
請求項５又は６に記載の放射線撮影システムであって、
前記画素の配列方向のうち前記周期パターンと交差する方向において、前記周期パターンの周期が前記画素の周期の整数倍であって、
前記演算処理部は、前記平滑化処理において、前記周期パターンのｎ周期分（ただし、ｎは自然数）の領域に含まれる複数の画素を用いる放射線撮影システム。
【請求項１０】
請求項９に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記平滑化処理において、その平滑化に用いられる複数の画素の画素値の平均を求め、求めた平均値をその平滑化処理において平滑化される画素の画素値とする放射線撮影システム。
【請求項１１】
請求項１から１０のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における原点を含む周波数領域を分離する放射線撮影システム。
【請求項１２】
請求項１から１０のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における少なくとも一方の座標軸を跨ぐ周波数領域を分離する放射線撮影システム。
【請求項１３】
請求項１から１０のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における少なくとも一方の座標軸に隣接する境界を有する周波数領域を分離する放射線撮影システム。
【請求項１４】
請求項１から１３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、高放射線吸収部及び低放射線吸収部が交互に設けられた第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１５】
請求項１から１３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、高放射線吸収部及び低放射線吸収部が交互に設けられた第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１６】
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、
前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成し、
前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを取得し、
ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターン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１７】
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から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する画像生成処理と、
前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、
ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターン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、撮影中の被写体の移動、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、撮影中の被写体の移動に起因する画質低下を解消でき、また、被写体の被曝量を低減することもできる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】国際公開２００４／０５８０７０号
【特許文献２】国際公開２０１０／０５０４８３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が高ま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、周波数空間の座標軸上に広がるＤＣ成分が存在する。このＤＣ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、このＤＣ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、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する吸収画像生成処理と、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターン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、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成し、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを取得し、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターン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、放射線画像の周波数スペクトルからＤＣ成分が除去されており、逆フーリエ変換を行う際に、不要な周波数成分を含むことなく、分離する周波数領域を拡大することができる。それにより、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】図１の放射線撮影システムにおける吸収画像の生成処理の一例を説明するための模式図である。
【図１１】図１の放射線撮影システムにおける吸収画像の生成処理の他の例を説明するための模式図である。
【図１２】図１の放射線撮影システムにおける位相コントラスト画像の生成処理の一例を示すフロー図である。
【図１３】図１の放射線撮影システムにおける位相コントラスト画像の生成処理の他の例を示すフロー図である。
【図１４】図１の放射線撮影システムにおける位相コントラスト画像の生成処理の他の例を示す模式図である。
【図１５】図１の放射線撮影システムにおける位相コントラスト画像の生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。
【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及び間隔ｄ２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及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
【００３７】
【数１】
2012200567.tif 000003
【００３８】
【数２】
2012200567.tif 000004
【００３９】
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。
【００４０】
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（３）で表される。
【００４１】
【数３】
2012200567.tif 000005
【００４２】
式（３）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。
【００４３】
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（４）を満たす範囲の値に設定される。
【００４４】
【数４】
2012200567.tif 000006
【００４５】
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（５）となり、上記距離Ｌ２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。
【００４６】
【数５】
2012200567.tif 000007
【００４７】
【数６】
2012200567.tif 000008
【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（７）及び（８）を満たすように設定する必要がある。
【００５０】
【数７】
2012200567.tif 000009
【００５１】
【数８】
2012200567.tif 000010
【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（９）で表される。
【００５５】
【数９】
2012200567.tif 000011
【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（１０）を満たす必要があり、更には、次式（１１）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１０】
2012200567.tif 000012
【００５８】
【数１１】
2012200567.tif 000013
【００５９】
式（１０）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（１１）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（１２）で表される。
【００７１】
【数１２】
2012200567.tif 000014
【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（１３）で表される。
【００７３】
【数１３】
2012200567.tif 000015
【００７４】
屈折角φ（ｘ）は、式（１３）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（１４）で表すことができ、式（１４）は次式（１５）に書き換えることができる。
【００７６】
【数１４】
2012200567.tif 000016
【００７７】
【数１５】
2012200567.tif 000017
【００７８】
式（１４）において、ａ（ｘ，ｙ）はバックグラウンドを表し、ｂ（ｘ，ｙ）はモアレ縞の基本周波数成分の振幅を表し、ｆ０はモアレ縞の基本周波数を表す。また式（１５）において、ｃ（ｘ，ｙ）は次式（１６）で表される。
【００７９】
【数１６】
2012200567.tif 000018
【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（１５）はフーリエ変換によって次式（１７）となる。
【００８１】
【数１７】
2012200567.tif 000019
【００８２】
式（１７）において、Ｉ（ｆｘ，ｆｙ）、Ａ（ｆｘ，ｆｙ）、Ｃ（ｆｘ，ｆｙ）は、それぞれＩ(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±ｆ０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は、ｘ方向と交差する斜め方向に並ぶ場合もある。
【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のピークを中心とする領域（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が高くなる。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、ＤＣ成分６３が存在しており、ＤＣ成分６３が切り出し領域に含まれると、その影響で位相シフト分布の復元精度が低下する。そこで、ＦＰＤ３０によって検出されるモアレ縞を含んだ放射線画像からモアレ縞を除去した吸収画像を生成し、これを用いて、モアレ縞の空間周波数スペクトルに含まれるＤＣ成分を除去する。
【００８９】
まず、吸収画像の生成方法について説明する。
【００９０】
図１０は、吸収画像の生成方法の一例を示す。
【００９１】
画素４０の配列方向（ｘ方向及びｙ方向）のうち、モアレ縞と交差する方向（図８に示すモアレ縞においてｘ方向）に互いに隣り合う３つ以上の画素４０を単位とし、単位毎に、１単位を構成する複数の画素４０の画素値Ｉを正弦曲線で補間する。正弦曲線による補間は３点あれば足りるため、互いに隣り合う３つ以上の画素４０を単位とする。そして、この正弦曲線の平均値をそれらの画素４０の画素値とする平滑化処理を行う。それにより、モアレが除去された吸収画像を生成することができる。
【００９２】
図１１は、吸収画像の生成方法の他の例を示す。
【００９３】
まず、画素４０の配列方向のうち、モアレ縞と交差する方向（図８に示すモアレ縞においてｘ方向）に関するモアレ縞のモアレ周期Ｔを求める。モアレ周期Ｔは、例えばＦＰＤ３０によって検出されるモアレ縞を含んだ放射線画像から直接見積もってもよいし、また、この放射線画像に対してフーリエ変換処理を行うことにより得られる空間周波数スペクトルから求めてもよい。
【００９４】
モアレ周期Ｔが、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰの整数倍である場合に、モアレ縞のｎ周期分（ここで、ｎは自然数である）のｘ方向に互いに隣り合う複数の画素４０を単位とする。そして、単位毎に、１単位を構成する複数の画素４０の画素値の平均値をそれらの画素４０の画素値とする平滑化処理を行う。それにより、モアレ縞が除去された吸収画像を生成することができる。これによれば、正弦曲線による補間を要しないので、吸収画像の生成が容易となる。なお、空間分解能の観点から、モアレ縞の１周期分の複数の画素４０を単位として上記の平滑化処理を行うことが好ましい。
【００９５】
なお、モアレ縞が除去された吸収画像の生成方法は上述の方法に限られず、画素４０の配列方向のうち、モアレ縞と交差する方向（図８に示すモアレ縞においてｘ方向）について、画素毎に、近接画素の画素値を用いて平滑化処理を行ってもよい。例えば、画素４０のｘ方向の並びにおいて、ｋ番目の画素４０をｍ個の画素で平滑化する場合、ｋ番目の画素４０の画素値をＩｋとして、Ｉｋ，Ｉｋ＋１，・・・，Ｉｋ＋ｍ-1のｍ個の画素値を用いて、前述の平滑化処理を行えばよい。また、モアレ縞の基本周波数以上又は基本周波数近傍の周波数成分を抑える周波数処理によってもモアレ縞が除去された吸収画像を生成することができる。
【００９６】
図１２は、位相コントラスト画像の生成処理の一例のフローを示す。
【００９７】
まず、ＦＰＤ３０によって検出されたモアレ縞を含む放射線画像から吸収画像を生成する（ステップＳ１）。
【００９８】
次いで、放射線画像及び吸収画像に対してフーリエ変換処理を行い、各々の空間周波数スペクトルを取得する（ステップＳ２）。放射線画像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及びＤＣ成分が含まれる。一方、モアレ縞が除去された吸収画像の空間周波数スペクトルには、ＤＣ成分のみが含まれる。
【００９９】
次いで、放射線画像の空間周波数スペクトルから、吸収画像の空間周波数スペクトルを減算する（ステップＳ３）。これにより、ＤＣ成分が除去されたモアレ縞の空間周波数スペクトルが得られる。ＤＣ成分は、被写体Ｈにも起因して生じるが、吸収画像には被写体Ｈが含まれており、被写体Ｈのない背景画像の空間周波数スペクトルを減算する場合に比べて、より正確にＤＣ成分を除去することができる。
【０１００】
次いで、ＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルから、モアレ縞の基本周波数成分のピークを中心とする所定の領域を切り出す（ステップＳ４）。ＤＣ成分が除去されているので、そのピークが位置していた周波数空間の原点を含むような切り出し領域（例えば、図９の破線Ａで囲まれる領域）の設定が可能となる。
【０１０１】
次いで、モアレ縞の基本周波数成分のピークが周波数空間の原点に重なるように、切り出された領域を移動させ、逆フーリエ変換を行う（ステップＳ５）。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（ステップＳ６）。
【０１０２】
そして、得られた屈折角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）を得る（ステップＳ７）。
【０１０３】
図１３は、位相コントラスト画像の生成処理の他の例のフローを示す。
【０１０４】
まず、ＦＰＤ３０によって検出されたモアレ縞を含む放射線画像から吸収画像を生成する（ステップＳＳ１）。
【０１０５】
次いで、放射線画像から吸収画像を減算する（ステップＳＳ２）。
【０１０６】
次いで、吸収画像が減算された放射線画像に対してフーリエ変換処理を行い、その空間周波数スペクトルを取得する（ステップＳＳ３）。予め吸収画像が減算されているため、この空間周波数スペクトルには、ＤＣ成分は含まれていない。
【０１０７】
次いで、ＤＣ成分が除去されたモアレ縞の空間周波数スペクトルから、モアレ縞の基本周波数成分のピークを中心とする所定の領域を切り出す（ステップＳＳ４）。ＤＣ成分が除去されているので、そのピークが位置していた周波数空間の原点を含むような切り出し領域（例えば、図９の破線Ａで囲まれる領域）の設定が可能となる。
【０１０８】
次いで、モアレの基本周波数成分のピークが周波数空間の原点に重なるように、切り出された領域を移動させ、逆フーリエ変換を行う（ステップＳＳ５）。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（ステップＳＳ６）。
【０１０９】
そして、得られた屈折角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）を得る（ステップＳＳ７）。
【０１１０】
このように、吸収画像が予め減算された放射線画像に対してフーリエ変換を行って空間周波数スペクトルを得るようにすれば、放射線画像及び吸収画像に対してフーリエ変換処理を行って各々の空間周波数スペクトルを取得し、放射線画像の空間周波数スペクトルから吸収画像の空間周波数スペクトルを減算する場合に比べて、演算負荷を軽減することができる。
【０１１１】
なお、放射線画像から吸収画像を減算することに替えて、放射線画像を吸収画像で除算して正規化するようにしてもよく、それによっても、ＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを得ることができる。
【０１１２】
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。
【０１１３】
以上、説明したように、放射線画像の周波数スペクトルからＤＣ成分が除去されており、逆フーリエ変換を行う際に、不要な周波数成分を含むことなく、分離する周波数領域を拡大することができる。それにより、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。
【０１１４】
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。
【０１１５】
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。
【０１１６】
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。
【０１１７】
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。
【０１１８】
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。
【０１１９】
また、位相コントラスト画像の生成処理において、逆フーリエ変換を行う際に周波数空間の原点を含む周波数領域を切り出すものとして説明したが、図１４に示すように、周波数空間の少なくとも一方の座標軸に隣接する境界を有する周波数領域Ａを切り出すようにしてもよいし、また、図１５に示すように、少なくとも一方の座標軸を跨ぐ周波数領域Ａを切り出すようにしてもよい。いずれの場合にも、空間周波数スペクトルからＤＣ成分が除去されていることによって、切り出される周波数領域Ａには不要な周波数成分が含まれず、ＤＣ成分を避けるように周波数領域を切り出す場合に比べて、切り出される周波数領域を拡大することができる。それにより、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。
【０１２０】
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。
【０１２１】
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。
【０１２２】
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。
【０１２３】
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。
【０１２４】
図１７は、図１６の放射線撮影システムの変形例を示す。
【０１２５】
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。
【０１２６】
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。
【０１２７】
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。
【０１２８】
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。
【０１２９】
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。
【０１３０】
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。
【０１３１】
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。
【０１３２】
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（１８）を満たすように設定する必要がある。
【数１８】
2012200567.tif 000020
【０１３３】
式（１８）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。
【０１３４】
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及び間隔ｄ２は、次式（１９）及び（２０）の関係を満たすように決定される。
【０１３５】
【数１９】
2012200567.tif 000021
【０１３６】
【数２０】
2012200567.tif 000022
【０１３７】
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。
【０１３８】
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。
【０１３９】
以上、説明したように、本明細書には、下記（１）から（１５）の放射線撮影システム、及び下記（１６）の放射線撮影方法、並びに下記（１７）のプログラムが開示されている。
【０１４０】
（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、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する吸収画像生成処理と、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターン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、前記演算処理部は、前記空間周波数処理において、前記放射線画像から前記吸収画像を減算又は除算し、前記吸収画像が減算又は除算された前記放射線画像に対してフーリエ変換を行うことにより、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルを取得する放射線撮影システム。
（３）  上記（１）の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記空間周波数処理において、前記放射線画像及び前記吸収画像に対してフーリエ変換をそれぞれ行って各々の空間周波数スペクトルを取得し、取得された前記画像の空間周波数スペクトルから前記吸収画像の空間周波数スペクトルを減算することにより、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルを取得する放射線撮影システム。
（４）  上記（１）から（３）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、放射線を検出する画素が２方向に配列された受像部を有する検出器を含んでおり、前記演算処理部は、前記吸収画像生成処理において、前記各画素の画素値を、前記画素の配列方向のうち前記周期パターンと交差する交差方向に平滑化することによって前記吸収画像を生成する放射線撮影システム。
（５）  上記（４）の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記吸収画像生成処理において、前記交差方向に隣り合う複数の画素を一単位として、単位を構成する複数の画素毎に、それら複数の画素を用いて平滑化処理する放射線撮影システム。
（６）  上記（４）の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記吸収画像生成処理において、画素毎に、その画素と該画素に前記交差方向に隣り合う少なくとも１つの画素とを用いて平滑化処理する放射線撮影システム。
（７）  上記（５）又は（６）の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、３以上の複数の画素を用いる放射線撮影システム。
（８）  上記（７）の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、その平滑化処理に用いられる複数の画素の画素値を所定の補間曲線によって補完して該補間曲線の平均を求め、求めた平均値をその平滑化処理において平滑化される画素の画素値とする放射線撮影システム。
（９）  上記（５）又は（６）の放射線撮影システムであって、前記画素の配列方向のうち前記周期パターンと交差する方向において、前記周期パターンの周期が前記画素の周期の整数倍であって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、前記周期パターンのｎ周期分（ただし、ｎは自然数）の領域に含まれる複数の画素を用いる放射線撮影システム。
（１０）  上記（９）の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、その平滑化に用いられる複数の画素の画素値の平均を求め、求めた平均値をその平滑化処理において平滑化される画素の画素値とする放射線撮影システム。
（１１）  上記（１）から（１０）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における原点を含む周波数領域を分離する放射線撮影システム。
（１２）  上記（１）から（１０）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における少なくとも一方の座標軸を跨ぐ周波数領域を分離する放射線撮影システム。
（１３）  上記（１）から（１０）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における少なくとも一方の座標軸に隣接する境界を有する周波数領域を分離する放射線撮影システム。
（１４）  上記（１）から（１３）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、高放射線吸収部及び低放射線吸収部が交互に設けられた第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。
（１５）  上記（１）から（１３）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、高放射線吸収部及び低放射線吸収部が交互に設けられた第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。
（１６）  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、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成し、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを取得し、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターン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。
（１７）  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から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する画像生成処理と、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のＤＣ成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、ＤＣ成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターン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】
【０１４１】
１０   Ｘ線撮影システム
１１   Ｘ線源
１２   撮影部
１３   コンソール
３０   ＦＰＤ
３１   第１の吸収型格子
３２   第２の吸収型格子
４０   画素
４１   受像部
４３   読み出し回路
【図１】
2012200567.tif 000023
【図２】
2012200567.tif 000024
【図３】
2012200567.tif 000025
【図４】
2012200567.tif 000026
【図５】
2012200567.tif 000027
【図６】
2012200567.tif 000028
【図７】
2012200567.tif 000029
【図１０】
2012200567.tif 000030
【図１２】
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【図１３】
2012200567.tif 000032
【図１６】
2012200567.tif 000033
【図１７】
2012200567.tif 000034
【図１８】
2012200567.tif 000035
【図８】
2012200567.tif 000036
【図９】
2012200567.tif 000037
【図１１】
2012200567.tif 000038
【図１４】
2012200567.tif 000039
【図１５】
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