WO2012147749A1 - 放射線撮影システム及び放射線撮影方法 - Google Patents

放射線撮影システム及び放射線撮影方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2012147749A1
WO2012147749A1 PCT/JP2012/060988 JP2012060988W WO2012147749A1 WO 2012147749 A1 WO2012147749 A1 WO 2012147749A1 JP 2012060988 W JP2012060988 W JP 2012060988W WO 2012147749 A1 WO2012147749 A1 WO 2012147749A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
spatial frequency
interest
radiation
frequency component
image
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/060988
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
村越　大
拓司 多田
温之 橋本
Original Assignee
富士フイルム株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 富士フイルム株式会社 filed Critical 富士フイルム株式会社
Publication of WO2012147749A1 publication Critical patent/WO2012147749A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A61B6/502—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of breast, i.e. mammography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4452—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being able to move relative to each other
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4464—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit or the detector unit being mounted to ceiling

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging system and a radiation imaging method.
  • X-rays are used as a probe for seeing through the inside of a subject because they have characteristics such as attenuation depending on the atomic numbers of elements constituting the substance and the density and thickness of the substance.
  • X-ray imaging is widely used in fields such as medical diagnosis and non-destructive inspection.
  • a subject In a general X-ray imaging system, a subject is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects an X-ray image, and a transmission image of the subject is captured.
  • each X-ray radiated from the X-ray source toward the X-ray image detector has characteristics (atomic number, density, thickness) of the substance constituting the subject existing on the path to the X-ray image detector. ), The light is incident on the X-ray image detector. As a result, an X-ray transmission image of the subject is detected and imaged by the X-ray image detector.
  • X-ray image detector there is a flat panel detector (FPD: Flat Panel Detector) using a semiconductor circuit in addition to a combination of an X-ray intensifying screen and a film, a stimulable phosphor (accumulating phosphor), and so on. Widely used.
  • FPD Flat Panel Detector
  • the X-ray absorptivity becomes lower as a substance composed of an element having a smaller atomic number, and the difference in the X-ray absorptivity is small in a soft tissue or soft material of a living body. Therefore, a sufficient image density as an X-ray transmission image is obtained. There is a problem that (contrast) cannot be obtained. For example, most of the components of the cartilage part constituting the joint of the human body and the joint fluid in the vicinity thereof are water, and the difference in the amount of X-ray absorption between the two is small, so that it is difficult to obtain image contrast.
  • phase contrast image an image based on the phase change of the X-ray by the subject instead of the change of the X-ray intensity by the subject. It is actively done. In general, it is known that when X-rays are incident on an object, the interaction is higher in phase than in X-ray intensity. For this reason, in the X-ray phase imaging using the phase difference, a high-contrast image can be obtained even for a weakly absorbing object having a low X-ray absorption capability.
  • a first diffraction grating phase type grating or absorption type grating
  • a specific distance Talbot interference determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength is set.
  • a second diffraction grating (absorption type grating) is arranged downstream by a distance), and an X-ray image detector is arranged behind the second diffraction grating.
  • the Talbot interference distance is a distance at which X-rays that have passed through the first diffraction grating form a self-image due to the Talbot interference effect, and this self-image is between the X-ray source and the first diffraction grating. It is modulated by the interaction (phase change) between the arranged subject and the X-ray.
  • the moire generated by the superposition of the self-image of the first diffraction grating and the second diffraction grating is detected, and the phase information of the subject is obtained by analyzing the change in the moire caused by the subject. get.
  • a moire analysis method for example, a fringe scanning method is known.
  • the second diffraction grating is substantially parallel to the surface of the first diffraction grating with respect to the first diffraction grating and substantially in the grating direction (strip direction) of the first diffraction grating.
  • X-rays refracted by the subject from a change in signal value for each corresponding pixel between a plurality of image data obtained by performing a plurality of times of imaging while translating in a vertical direction with a scanning pitch obtained by equally dividing the lattice pitch.
  • Angle distribution (differential image of phase shift) can be obtained, and a phase contrast image of the subject can be obtained based on this angle distribution.
  • the movement of the lattice between a plurality of times of photographing and the moving mechanism that requires high accuracy are unnecessary, so that the photographing workflow can be improved and the apparatus can be simplified.
  • the spatial resolution can be increased by taking as wide a spatial frequency domain as possible.
  • the spatial frequency spectrum obtained by Fourier transforming moiré has a device-specific spatial frequency component in addition to the fundamental frequency of moiré.
  • the device-specific spatial frequency components for example, spatial frequency components derived from the FPD, periodic X-ray images other than the moire to be analyzed, and further periodically arranged in the periodic X-ray image and the FPD Examples include spatial frequency components derived from interference with pixels.
  • Spatial frequency components derived from the FPD are generated, for example, by noise having periodicity in the row selection line direction (main direction) or noise having periodicity in the readout line direction (sub direction) in a matrix arrangement of pixels. .
  • this type of periodic noise becomes an on-axis component in the frequency space, so that it is easy to exclude it from the inverse Fourier transform region at the time of phase restoration, and there is little problem.
  • a periodic X-ray image other than the moire to be analyzed, and a spatial frequency component derived from interference between the periodic X-ray image and pixels periodically arranged in the FPD are often in a frequency space. In this case, it is included in the inverse Fourier transform region corresponding to the moire to be analyzed. When the inverse Fourier transform is performed on such a region, the differential image of the phase shift is formed.
  • the spatial frequency component unique to the device becomes a new periodic nonuniformity (artifact), and an accurate phase differential image cannot be obtained.
  • Examples of generation of periodic X-ray images other than the moire to be analyzed include, for example, a plurality of gratings when the first and / or second diffraction gratings are formed by connecting a plurality of grating pieces. It is generated by the connection period of the pieces, and a periodic X-ray image is also generated when the scattered radiation removal grid is used. These periodic X-ray images also generate new spatial frequency unevenness due to interference with the pixel pitch.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and aims to increase spatial resolution and phase restoration accuracy in radiation phase imaging that obtains subject phase information using Fourier transform and inverse Fourier transform. To do.
  • An imaging unit that acquires a radiographic image including a periodic pattern modulated by a subject placed in a radiation irradiation field, and a spatial frequency spectrum of the radiographic image by performing Fourier transform on the radiographic image
  • a spatial frequency region of interest including a spatial frequency component of interest corresponding to a period of the periodic pattern in the spatial frequency spectrum, and performing an inverse Fourier transform on the spatial frequency region of interest to obtain a phase of the subject
  • An arithmetic processing unit that generates a contrast image, and a peak frequency of a non-interest spatial frequency component caused by an element of the imaging unit involved in acquisition of the radiological image in the spatial frequency spectrum is the spatial frequency of interest
  • a radiation imaging system in which the element is set so as to be out of the region.
  • Radiography method that sets a spatial frequency region of interest including a spatial frequency component of interest corresponding to a period of a periodic pattern, and performs an inverse Fourier transform on the spatial frequency region of interest to generate a phase contrast image of the subject. Then, the element is set so that the peak frequency of the non-interest spatial frequency component resulting from the element of the imaging unit involved in the acquisition of the radiographic image out of the spatial frequency spectrum is out of the spatial frequency region of interest. Radiography method.
  • the spatial frequency region of interest is set so as not to include the peak frequency of the non-interesting spatial frequency component, so that the spatial resolution can be enhanced and the phase restoration accuracy can be enhanced.
  • FIG. 1 shows a configuration of an example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 shows a control block of the radiation imaging system of FIG.
  • the X-ray imaging system 10 is an X-ray diagnostic apparatus that images a subject H in a standing position, and is disposed opposite to the X-ray source 11 that radiates X-rays to the subject H, and the X-ray source 11.
  • 11 controls the exposure operation of the X-ray source 11 and the imaging operation of the imaging unit 12 based on the operation of the operator, and detects the X-ray transmitted through the subject H from 11 and generates image data. It is broadly divided into a console 13 that generates a phase contrast image by calculating the image data acquired by the imaging unit 12.
  • the X-ray source 11 is held movably in the vertical direction (x direction) by an X-ray source holding device 14 suspended from the ceiling.
  • the photographing unit 12 is held by a standing stand 15 installed on the floor so as to be movable in the vertical direction.
  • the X-ray source 11 is emitted from the X-ray tube 18 that generates X-rays according to the high voltage applied from the high voltage generator 16, and the X-ray tube 18.
  • the X-ray includes a collimator unit 19 including a movable collimator 19a that limits an irradiation field so as to shield a portion that does not contribute to the inspection area of the subject H.
  • the X-ray tube 18 is of an anode rotating type, and emits an electron beam from a filament (not shown) as an electron emission source (cathode) and collides with a rotating anode 18a rotating at a predetermined speed, thereby causing X-rays. Is generated. The colliding portion of the rotating anode 18a with the electron beam becomes the X-ray focal point 18b.
  • the X-ray source holding device 14 includes a carriage portion 14a configured to be movable in a horizontal direction (z direction) by a ceiling rail (not shown) installed on the ceiling, and a plurality of support column portions 14b connected in the vertical direction. It consists of.
  • a motor (not shown) that changes the position of the X-ray source 11 in the vertical direction is provided on the carriage unit 14 a by expanding and contracting the column unit 14 b.
  • the standing stand 15 includes a main body 15a installed on the floor, and a holding portion 15b that holds the photographing unit 12 is attached to be movable in the vertical direction.
  • the holding portion 15b is connected to an endless belt 15d that is suspended between two pulleys 15c that are spaced apart in the vertical direction, and is driven by a motor (not shown) that rotates the pulley 15c.
  • the driving of the motor is controlled by the control device 20 of the console 13 described later based on the setting operation by the operator.
  • the standing stand 15 is provided with a position sensor (not shown) such as a potentiometer that detects the position of the photographing unit 12 in the vertical direction by measuring the movement amount of the pulley 15c or the endless belt 15d. .
  • the detection value of this position sensor is supplied to the X-ray source holding device 14 by a cable or the like.
  • the X-ray source holding device 14 moves the X-ray source 11 so as to follow the vertical movement of the imaging unit 12 by expanding and contracting the support column 14 b based on the supplied detection value.
  • the console 13 is provided with a control device 20 comprising a CPU, ROM, RAM and the like.
  • the control device 20 includes an input device 21 through which an operator inputs an imaging instruction and the content of the instruction, an arithmetic processing unit 22 that performs arithmetic processing on the image data acquired by the imaging unit 12 and generates an X-ray image, and X A storage unit 23 for storing line images, a monitor 24 for displaying X-ray images and the like, and an interface (I / F) 25 connected to each unit of the X-ray imaging system 10 are connected via a bus 26. .
  • the input device 21 for example, a switch, a touch panel, a mouse, a keyboard, or the like can be used.
  • X-ray imaging conditions such as X-ray tube voltage and X-ray irradiation time, imaging timing, etc. Is entered.
  • the monitor 24 includes a liquid crystal display or the like, and displays characters such as X-ray imaging conditions and X-ray images under the control of the control device 20.
  • the imaging unit 12 includes a radiation image detector (FPD: Flat Panel Detector) 30 made of a semiconductor circuit, a first absorption grating 31 for detecting phase change of the X-ray caused by the subject H and performing phase imaging, and a second one.
  • the absorption type grating 32 is provided.
  • the FPD 30 is arranged so that the detection surface is orthogonal to the optical axis A of the X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • the first and second absorption gratings 31 and 32 are disposed between the FPD 30 and the X-ray source 11.
  • FIG. 3 schematically shows the configuration of the FPD 30.
  • the FPD 30 includes an image receiving unit 41 in which a plurality of pixels 40 that convert X-rays into electric charges and store them in a two-dimensional array on the active matrix substrate, and scanning that controls the timing of reading electric charges from the image receiving unit 41.
  • a transmission circuit 44 The scanning circuit 42 and each pixel 40 are connected by a scanning line 45 for each row, and the readout circuit 43 and each pixel 40 are connected by a signal line 46 for each column.
  • Each pixel 40 is a direct conversion type in which X-rays are directly converted into electric charges by a conversion layer (not shown) such as amorphous selenium and the converted electric charges are stored in a capacitor (not shown) connected to the lower electrode. It can comprise as an element of this.
  • Each pixel 40 is connected to a thin film transistor (TFT) switch (not shown), and the gate electrode of the TFT switch is connected to the scanning line 45, the source electrode is connected to the capacitor, and the drain electrode is connected to the signal line 46.
  • TFT thin film transistor
  • Each pixel 40 once converts X-rays into visible light by a scintillator (not shown) made of terbium activated gadolinium oxide (Gd 2 O 2 S: Tb), thallium activated cesium iodide (CsI: Tl), or the like. It is also possible to configure as an indirect conversion type X-ray detection element that converts the converted visible light into a charge by a photodiode (not shown) and accumulates it.
  • the X-ray image detector is not limited to an FPD based on a TFT panel, and various X-ray image detectors based on a solid-state imaging device such as a CCD sensor or a CMOS sensor can also be used.
  • the readout circuit 43 includes an integration amplifier circuit, an A / D converter, a correction circuit, and an image memory.
  • the integrating amplifier circuit integrates the charges output from each pixel 40 via the signal line 46, converts them into a voltage signal (image signal), and inputs it to the A / D converter.
  • the A / D converter converts the input image signal into digital image data and inputs the digital image data to the correction circuit.
  • the correction circuit performs offset correction, gain correction, and linearity correction on the image data, and stores the corrected image data in the image memory.
  • correction processing by the correction circuit correction of X-ray exposure amount and exposure distribution (so-called shading) and pattern noise depending on FPD 30 control conditions (drive frequency and readout period) (for example, leak signal of TFT switch) May be included.
  • the first absorption type grating 31 includes a substrate 31a and a plurality of X-ray shielding portions 31b (high radiation absorption portions) disposed on the substrate 31a.
  • the second absorption grating 32 includes a substrate 32a and a plurality of X-ray shielding portions 32b (high radiation absorption portions) arranged on the substrate 32a.
  • the substrates 31a and 32a are both made of an X-ray transparent member such as glass that transmits X-rays.
  • Each of the X-ray shielding portions 31b and 32b is in one direction in a plane orthogonal to the optical axis A of the X-rays emitted from the X-ray source 11 (in the illustrated example, the y direction orthogonal to the x direction and the z direction). It is comprised by the linear member extended
  • a material of each X-ray shielding part 31b, 32b a material excellent in X-ray absorption is preferable, and for example, a heavy metal such as gold or platinum is preferable.
  • These X-ray shielding portions 31b and 32b can be formed by a metal plating method or a vapor deposition method.
  • X-ray shielding portion 31b is in a plane perpendicular to the optical axis A of the X-ray, at a predetermined period p 1 in a direction (x-direction) orthogonal to the one direction, are arranged at a predetermined interval d 1 from each other ing.
  • X-ray shielding portion 32b in the plane orthogonal to the optical axis A of the X-ray, at a predetermined period p 2 in a direction (x-direction) orthogonal to the one direction, at a predetermined interval d 2 from each other Are arranged.
  • Such first and second absorption gratings 31 and 32 do not mainly give a phase difference to incident X-rays but give an intensity difference, and are also called amplitude gratings.
  • the slit portions (low radiation absorbing portions) that are the regions of the distances d 1 and d 2 may not be voids.
  • the gaps may be filled with an X-ray low absorbing material such as a polymer or a light metal. Good.
  • the first absorption type grating 31 is configured to geometrically project X-rays that have passed through the slit portion regardless of the presence or absence of the Talbot interference effect. Specifically, by setting the interval d 1 to a value sufficiently larger than the effective wavelength of the X-rays emitted from the X-ray source 11, most of the X-rays irradiated do not undergo diffraction at the slit portion.
  • a self-projected image hereinafter, this projected image is referred to as a self-image G1 can be formed behind the first absorption type grating 31.
  • the effective wavelength of X-ray is about 0.4 mm.
  • the distance d 1 is set to about 1 to 10 ⁇ m, the X-ray image formed by the X-rays that have passed through the slit portion is negligible for the diffraction effect.
  • a self-image G1 is formed behind.
  • the X-ray radiated from the X-ray source 11 is not a parallel beam but a cone beam with the X-ray focal point 18b as a light emission point, and the self-image G1 is at a distance from the X-ray focal point 18b.
  • the grating pitch p 2 of the second absorption type grating 32 is substantially the same as the periodic pattern (first periodic intensity distribution) of the self-image G 1 at the position of the second absorption type grating 32. Has been determined to be.
  • the second pitch p 1 of the self image G1 at the position of the absorption type grating 32 ', the grating pitch p 1 of the first absorption-type grating 31, the grating pitch p 2 of the second absorption-type grating 32 the following relationship (1) It is determined to satisfy.
  • the distance L 2 from the first absorption type grating 31 to the second absorption type grating 32 is limited to the Talbot interference distance determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength.
  • the imaging unit 12 of the X-ray imaging system 10 has a configuration in which the first absorption grating 31 projects incident X-rays without diffracting the self-image G1 of the first absorption grating 31. because similarly obtained behind the position of the first absorption-type grating 31, the distance L 2, can be set independently of the Talbot distance.
  • the imaging unit 12 does not constitute a Talbot interferometer, but the Talbot interference distance Z when it is assumed that X-rays are diffracted by the first absorption type grating 31 is the first absorption type grating.
  • X-ray wavelength usually the effective wavelength of X-rays incident on first absorbing grating 31
  • positive integer m positive integer
  • Expression (2) is an expression that represents the Talbot interference distance when the X-ray irradiated from the X-ray source 11 is a cone beam. “Atsushi Momose, et al., Japan Journal of Applied Physics, Vol. 47, No. 10, October 2008, page 8077 ”and“ Timm Weitkamp, et al., Proc. Of SPIE, Vol. 6318, 2006, 63180S-1 ”can be easily derived.
  • the X-ray shielding portions 31b and 32b preferably completely shield (absorb) X-rays in order to generate a periodic pattern image with high contrast, but the above-described materials (gold, platinum) having excellent X-ray absorption properties Etc.), there are not a few X-rays that are transmitted without being absorbed. Therefore, in order to enhance the shielding of the X-rays, the X-ray shielding portion 31b, the respective thicknesses h 1, h 2 of 32b, it is preferable to increase the thickness much as possible.
  • the X-ray shielding portions 31b and 32b preferably shield 90% or more of the irradiated X-rays, and the thickness thereof is set according to the energy of the irradiated X-rays.
  • the thicknesses h 1 and h 2 are preferably 100 ⁇ m or more in terms of gold (Au).
  • the X-rays irradiated from the X-ray source 11 are cone beams
  • the thicknesses h 1 and h 2 of the X-ray shielding portions 31b and 32b are too thick, the X-rays incident obliquely enter the slit portion.
  • vignetting occurs, and the effective visual field in the direction (x direction) perpendicular to the extending direction (strand direction) of the X-ray shielding portions 31b and 32b becomes narrow.
  • the thicknesses h 1 and h 2 are as shown in FIG. It is preferable to set so that following Formula (6) and (7) may be satisfy
  • the effective visual field length V in the x direction is 10 cm long.
  • the thickness h 1 may be 100 ⁇ m or less, and the thickness h 2 may be 120 ⁇ m or less.
  • a moiré is formed by superimposing the self-image G1 of the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32, and is imaged by the FPD 30.
  • the pattern period p 1 ′ of the self-image G1 at the position of the second absorption type grating 32 and the substantial grating pitch p 2 ′ of the second absorption type grating 32 due to manufacturing errors and arrangement errors.
  • the arrangement error means that the substantial pitch in the x direction changes due to the relative inclination and rotation of the first and second absorption gratings 31 and 32 and the distance between the two changes. I mean.
  • Moire occurs due to a slight difference between the pattern period p 1 ′ of the self-image G1 and the grating pitch p 2 ′ of the second absorption grating 32.
  • the period T of the moire in the x direction is expressed by the following equation (8).
  • the period T of moire in the equation (8) is actually further expanded by the distance from the second absorption type grating 32 to the detection surface of the FPD 30, the periphery of the moire on the detection surface of the FPD 30 is T ′, In order to detect this moire with the FPD 30, the arrangement pitch P of the pixels 40 in the x direction needs to be at least not an integral multiple of the moire period T ′ on the detection surface of the FPD 30. (Where n is a positive integer).
  • the arrangement pitch P is larger than the moire period T ′ within the range satisfying the equation (9), but the arrangement pitch P is preferably smaller than the moire period T ′. It is preferable to satisfy (10). This is because, in order to obtain a high-quality phase contrast image, it is preferable that moire is detected with high contrast in the phase contrast image generation process described later.
  • the arrangement pitch P of the pixels 40 is a value determined by design (generally about 100 ⁇ m) and is difficult to change.
  • the magnitude relationship between the arrangement pitch P of the pixels 40 and the moire period T ′ is adjusted.
  • the positions of the first and second absorption gratings 31 and 32 are adjusted, and at least one of the pattern period p 1 ′ of the self-image G1 and the grating pitch p 2 ′ of the second absorption grating 32 It is preferable to change the moire cycle T ′ by changing one.
  • FIG. 6 schematically shows a method of changing the moire cycle T ′.
  • the moire period T ′ can be changed by relatively rotating one of the first and second absorption gratings 31 and 32 around the optical axis A.
  • a relative rotation mechanism 50 that rotates the second absorption grating 32 relative to the first absorption grating 31 relative to the optical axis A is provided.
  • the substantial grating pitch in the x direction of the second absorption type grating 32 is changed from “p 2 ′” ⁇ “p 2 ′”. / Cos ⁇ ”, and as a result, the moire cycle T ′ changes (FIG. 6A).
  • the change of the moire period T ′ is such that one of the first and second absorption gratings 31 and 32 is relatively centered about an axis perpendicular to the optical axis A and along the y direction.
  • a relative tilt mechanism 51 that tilts the second absorption type grating 32 relative to the first absorption type grating 31 about an axis perpendicular to the optical axis A and along the y direction is provided.
  • the substantial lattice pitch in the x direction of the second absorption type grating 32 is changed from “p 2 ′” ⁇ “p 2 ′”.
  • X cos ⁇ ” the moire cycle T ′ changes (FIG. 6B).
  • the moire period T ′ can be changed by relatively moving one of the first and second absorption gratings 31 and 32 along the direction of the optical axis A.
  • the second absorption type grating 32 is changed so as to change the distance L 2 between the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32.
  • a relative movement mechanism 52 that relatively moves along the direction of the optical axis A is provided.
  • the pattern period of G1 changes as “p 1 ′” ⁇ “p 1 ′ ⁇ (L 1 + L 2 + ⁇ ) / (L 1 + L 2 )”, and as a result, the moire period T ′ changes (FIG. 6C). ).
  • imaging unit 12 is not the Talbot interferometer as described above, since the distance L 2 can be freely set, moire by changing the distance L 2 as relative movement mechanism 52 A mechanism for changing the period T ′ can be suitably employed.
  • the change mechanism (relative rotation mechanism 50, relative tilt mechanism 51, and relative movement mechanism 52) of the first and second absorption type gratings 31 and 32 for changing the moiré period T ′ is an actuator such as a piezoelectric element. Can be configured.
  • the moire detected by the FPD 30 is modulated by the subject H.
  • This modulation amount is proportional to the angle of the X-ray deflected by the refraction effect by the subject H. Therefore, the phase contrast image of the subject H can be generated by analyzing the moire detected by the FPD 30.
  • FIG. 7 shows one X-ray refracted according to the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H in the x direction.
  • Reference numeral 55 indicates an X-ray path that travels straight when the subject H is not present. The X-ray that travels along the path 55 passes through the first and second absorption gratings 31 and 32 and enters the FPD 30. To do.
  • Reference numeral 56 indicates an X-ray path refracted and deflected by the subject H when the subject H exists. X-rays traveling along this path 56 are shielded by the second absorption type grating 32 after passing through the first absorption type grating 31.
  • phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H is expressed by the following equation (11), where n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H, and z is the direction in which the X-ray travels.
  • the refraction angle ⁇ is expressed by Expression (12) using the X-ray wavelength ⁇ and the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H.
  • the refraction angle ⁇ (x) is a value corresponding to the differential value of the phase shift distribution as shown in the equation (12)
  • the refraction angle ⁇ (x) is integrated along the x axis to obtain the phase shift.
  • a distribution ⁇ (x) is obtained.
  • the y coordinate in the y direction of the pixel 40 is not taken into consideration. However, by performing the same calculation for each y coordinate, a two-dimensional phase shift distribution ⁇ (x , Y).
  • the moire formed by the first and second absorption type gratings 31 and 32 can be expressed by the following equation (13), and the equation (13) can be rewritten into the following equation (14).
  • Equation (13) a (x, y) represents the background, b (x, y) represents the amplitude of the spatial frequency component corresponding to the fundamental period of moire, and (f 0x, f 0y ) represents the moire. Represents the basic period.
  • c (x, y) is represented by the following formula (15).
  • equation (14) becomes the following equation (16) by Fourier transform.
  • the moire spatial frequency spectrum includes at least a peak of a DC component derived from A (f x , f y ). , across this C (f x, f y) 3 peaks between and C * (f x, f y ) peak of the spatial frequency component corresponding to the fundamental period of the moire resulting from arises.
  • a (f x, f y) peak derived from the origin also, C (f x, f y ) and C * (f x, f y ) peak derived from the ( ⁇ f 0x, ⁇ f 0y ) It occurs at the position of (combined same order).
  • a region including the peak frequency of the spatial frequency component corresponding to the fundamental period of moire is cut out so that the peak frequency overlaps the origin of the frequency space.
  • the region is moved and the inverse Fourier transform is performed.
  • the refraction angle ⁇ (x, y) can be obtained from the complex number information obtained by the inverse Fourier transform.
  • FIG. 8 schematically shows an example of a radiation image including moire.
  • reference numeral 60 indicates a bright part of the radiographic image
  • reference numeral 61 indicates a dark part of the radiographic image
  • the bright parts 60 and the dark parts 61 are alternately arranged in an oblique direction intersecting the x direction.
  • FIG. 9 shows a spatial frequency spectrum obtained by subjecting the radiation image including the moire shown in FIG. 8 to fast Fourier transform (FFT), which is a kind of Fourier transform.
  • FFT fast Fourier transform
  • the spatial frequency component 62 (hereinafter referred to as the space of interest) corresponding to the basic period of moire.
  • a substantially rectangular spatial frequency region (for example, a region indicated by a broken line A in the figure, hereinafter referred to as a spatial frequency region of interest) centered on the peak frequency of the frequency component is cut out, but the cut out region is large. As a result, the spatial resolution when converted to the real space by the inverse FFT transform is increased.
  • the spatial frequency component 63 (hereinafter referred to as a non-interest spatial frequency component) unique to the device exists in the spatial frequency spectrum. If these non-interesting spatial frequency components 63 are included in the cutout region, the restoration accuracy of the phase shift distribution decreases due to the influence.
  • FIG. 10 shows an example of a method for setting the spatial frequency region of interest.
  • a desired image resolution (spatial resolution) is input on the console 13.
  • the minimum required spatial frequency region size is preset in the arithmetic processing unit 22 (step S1).
  • each of the spatial frequency component 62 of interest and the spatial frequency component 63 of non-interest is specified from the spatial frequency spectrum of the image obtained by photographing the subject H in the arithmetic processing unit 22 (step S2).
  • the spatial frequency component of interest 62 and the spatial frequency component of non-interest 63 are specified in advance in the spatial frequency spectrum of an image obtained by imaging in a state where there is no subject H (such as calibration or pre-imaging), for example. It can be easily identified by comparison.
  • the spatial frequency region A min of interest is temporarily set with the above-mentioned minimum required size centered on the peak frequency of the identified spatial frequency component of interest 62 (step S3). Then, the arithmetic processing unit 22 determines whether or not the peak frequency of the non-interest spatial frequency component 63 is included in the spatial frequency region A min of interest (step S4).
  • a control signal instructing resetting of the imaging unit 12 is sent from the arithmetic processing unit 22 to the control device 20. .
  • the control device 20 sets each element of the imaging unit 12 such that the spatial frequency region A of interest deviates from the peak frequency of the non-interest spatial frequency component 63, and the frequency of the spatial frequency component 62 of interest.
  • the position in space and its peak frequency are adjusted (step S5).
  • the control device 20 drives, for example, the relative rotation mechanism 50 (see FIG. 6A), and the first absorption grating 31 and the second absorption centering on the optical axis A.
  • the mold lattice 32 is relatively rotated. Due to the relative rotation of the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32, the alignment direction of the bright part 60 and the dark part 61 of the radiographic image changes, and accordingly, the position of the spatial frequency component 62 of interest in the frequency space. Will also change.
  • the control device 20 drives, for example, the relative movement mechanism 52 (see FIG. 6C), and the first absorption grating 31 and the optical axis A along the direction of the optical axis A.
  • the second absorption type grating 32 is moved relatively. Due to the relative movement of the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32, the moire period changes, and accordingly, the peak frequency of the spatial frequency component 62 of interest also changes.
  • the spatial frequency of interest deviating from the peak frequency of the non-interest spatial frequency component 63 by using the relative rotation or relative movement of the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32 by the arithmetic processing unit 22 and the control unit 20.
  • the area A min and the setting of the photographing unit 12 that provides the area A min are searched.
  • the arithmetic processing unit 22 performs inverse FFT transformation on the spatial frequency region of interest A min (step S6). Then, the refraction angle ⁇ (x, y) is acquired from the complex number information obtained by the inverse FFT transform (step S7).
  • step S8 the differential amount of the phase shift distribution obtained from the obtained refraction angle ⁇ (x, y) is integrated along the x axis, and the same calculation is performed for each y coordinate, whereby 2 in the x direction and the y direction.
  • a dimensional phase shift distribution ⁇ (x, y) is acquired (step S8).
  • 11 and 12 show another example of the method of setting the spatial frequency region of interest.
  • FIGS. 11 and 12 shows a spatial frequency region in which inverse FFT transform is performed when the spatial frequency region A min of the minimum required size that is set does not include the peak frequency component of the non-interest spatial frequency component 63. Is intended to further expand.
  • the arithmetic processing unit 22 for each non-interesting frequency component 63, A distance R from the peak frequency of the spatial frequency component of interest 62 is obtained.
  • a new spatial frequency region of interest A max is set (step SS1).
  • the arithmetic processing unit 22 performs inverse FFT transformation on this spatial frequency region of interest Amax , and obtains the refraction angle ⁇ (x, y) from the complex number information obtained by the inverse FFT transformation.
  • the desired image resolution set by the console is secured, and the image resolution can be further improved.
  • the arithmetic processing unit 22 causes the storage unit 23 to store a phase contrast image obtained by imaging the phase shift distribution ⁇ (x, y).
  • the above-described phase contrast image generation processing is automatically performed by the respective units operating in conjunction with each other under the control of the control device 20 after an imaging instruction is given from the input device 21 by the operator. A phase contrast image is displayed on the monitor 24.
  • the non-interest spatial frequency component 63 is dynamically adjusted by adjusting the positional relationship between the spatial frequency component 62 of interest and the non-interest spatial frequency component 63 in the frequency space.
  • the spatial frequency region of interest can be set so as not to include the peak frequency. Thereby, the spatial resolution can be increased and the phase restoration accuracy can be increased.
  • the distance L 2 from the first absorption type grating 31 to the second absorption type grating 32 can be set to an arbitrary value, and the distance L 2 is smaller than the minimum Talbot interference distance in the Talbot interferometer. Since it can be set, the photographing unit 12 can be downsized (thinned).
  • the above-described X-ray imaging system 10 generates moiré by superimposing the second grating on the projection image of the first grating. Therefore, both the first and second gratings are used.
  • the present invention is not limited to this. As described above, the present invention is also useful when the moire is generated by superimposing the second grating on the Talbot interference image. Therefore, the first grating is not limited to the absorption type grating but may be a phase type grating.
  • the image obtained by imaging the phase shift distribution ⁇ is described as being stored or displayed as a phase contrast image.
  • the phase shift distribution ⁇ is obtained by integrating the differential amount of the phase shift distribution ⁇ corresponding to the refraction angle ⁇ . Therefore, the differential amount of the refraction angle ⁇ and the phase shift distribution ⁇ is also related to the phase change of the X-ray by the subject. Therefore, an image of the refraction angle ⁇ and an image of the differential amount of the phase shift are also included in the phase contrast image.
  • phase differential image (differential amount of phase shift distribution ⁇ ) is created from moire obtained by photographing (pre-photographing) in the absence of a subject, and obtained by photographing (main photographing) in the presence of the subject. You may make it correct
  • the phase differential image acquired by the pre-imaging reflects the phase unevenness (for example, non-uniformity of the grating pitch and thickness) inherent to the apparatus.
  • the phase differential image acquired by imaging (main imaging) in the presence of a subject also includes the same type of device-specific phase unevenness as pre-imaging, and acts as an offset of the phase differential signal. . Therefore, by subtracting the phase differential image obtained by the pre-photographing from the phase differential image obtained by the main imaging, it is possible to obtain a phase contrast image in which the phase unevenness specific to the apparatus is corrected.
  • FIG. 13 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
  • the arrangement pitch P of the pixels 40 of the FPD 30 is such that the periodic pattern of the self image G1 cannot be resolved, and the pattern period p 1 ′ of the self image G1 (of the first absorption grating 31).
  • the grating pitch p 1) greater than where using a second absorption-type grating 32 form a moiré is configured to generate a phase contrast image by analyzing the modulation moire due subject H.
  • the X-ray image detector 71 that can resolve the self-image G1 (the pixel arrangement pitch is sufficiently smaller than the pattern period of the self-image G1) is used.
  • the phase contrast image can be generated by directly analyzing the periodic pattern of the self-image G1. Therefore, in the present X-ray imaging system, the second absorption grating 32 in the X-ray imaging system 10 described above is omitted.
  • the periodic pattern of the self-image G1 detected by the detector 71 is analyzed from the spatial frequency spectrum obtained by FFT processing of the self-image G1 as in the X-ray imaging system 10 described above.
  • the spatial frequency region of interest that is out of the peak frequency of the non-interesting spatial frequency component 63 is cut out, and the extracted spatial frequency region of interest is subjected to inverse FFT transform processing.
  • the control device 20 for example, The first absorption type grating 31 is rotated around A, or the first absorption type grating 31 is moved along the direction of the optical axis A.
  • FIG. 14 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
  • a mammography apparatus 80 shown in FIG. 14 is an apparatus that captures an X-ray image (phase contrast image) of the breast B as a subject.
  • the mammography apparatus 80 is disposed at one end of an arm member 81 that is pivotally connected to a base (not shown), and disposed at the other end of the arm member 81.
  • An imaging table 83 and a compression plate 84 configured to be movable in the vertical direction with respect to the imaging table 83 are provided.
  • the X-ray source storage unit 82 stores the X-ray source 11, and the imaging table 83 stores the imaging unit 12.
  • the X-ray source 11 and the imaging unit 12 are arranged to face each other.
  • the compression plate 84 is moved by a moving mechanism (not shown), and the breast B is sandwiched between the imaging table 83 and compressed. The X-ray imaging described above is performed in this compressed state.
  • the X-ray source 11 and the imaging unit 12 have the same configuration as that of the X-ray imaging system 10 described above, the same reference numerals as those of the X-ray imaging system 10 are given to the respective components. Since other configurations and operations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted.
  • FIG. 15 shows a modification of the radiation imaging system of FIG.
  • the 15 is different from the mammography apparatus 80 described above in that the first absorption type grating 31 is disposed between the X-ray source 11 and the compression plate 84.
  • the mammography apparatus 90 can also obtain a phase contrast image of the subject B based on the principle described above.
  • the X-ray whose dose is almost halved is irradiated to the subject B due to the shielding by the first absorption type grating 31. Therefore, the exposure amount of the subject B is determined as described above. It can be reduced to about half that of the device 80. Note that the arrangement of the subject between the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32 as in the mammography apparatus 90 can also be applied to the X-ray imaging system 10 described above. Is possible.
  • FIG. 16 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
  • the X-ray imaging system 100 differs from the X-ray imaging system 10 of the first embodiment in that a multi-slit 103 is provided in the collimator unit 102 of the X-ray source 101. Since other configurations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted.
  • the focal point of the X-ray focal point 18b when the distance from the X-ray source 11 to the FPD 30 is a distance (1 m to 2 m) set in a general hospital imaging room, the focal point of the X-ray focal point 18b.
  • the blur of the self-image G1 due to the size (generally about 0.1 mm to 1 mm) is affected, and there is a possibility that the image quality of the phase contrast image is degraded. Therefore, it is conceivable to install a pinhole immediately after the X-ray focal point 18b to effectively reduce the focal spot size. However, if the aperture area of the pinhole is reduced to reduce the effective focal spot size, the X-ray focal point is reduced. Strength will fall.
  • the multi-slit 103 is disposed immediately after the X-ray focal point 18b.
  • the multi slit 103 is an absorption type grating (third absorption type grating) having the same configuration as the first and second absorption type gratings 31 and 32, and a plurality of X-ray shields extending in one direction (y direction). Are periodically arranged in the same direction (x direction) as the X-ray shielding portions 31 b and 32 b of the first and second absorption type gratings 31 and 32.
  • the multi-slit 103 is intended to form a large number of small-focus light sources (dispersed light sources) arranged at a predetermined pitch in the x direction by partially shielding the radiation emitted from the X-ray focal point 18b. .
  • the lattice pitch p 3 of the multi-slit 103 needs to be set so as to satisfy the following expression (17), where L 3 is the distance from the multi-slit 103 to the first absorption-type lattice 31.
  • Expression (17) indicates that the projection image (self-image G1) of the X-rays emitted from the small focus light sources dispersedly formed by the multi-slit 103 by the first absorption-type grating 31 is the second absorption-type grating 32. This is a geometric condition for matching (overlapping) in position.
  • the grating of the first absorption grating 31 The pitch p 1 and the grating pitch p 2 of the second absorption type grating 32 are determined so as to satisfy the relationship of the following equation (18).
  • the self-images G1 formed by the plurality of small focus light sources formed by the multi-slits 103 are superimposed, so that the phase contrast image is not reduced without reducing the X-ray intensity. Image quality can be improved.
  • the multi slit 103 described above can be applied to any of the X-ray imaging systems described above.
  • the analysis of the moire detected by the FPD 30 is similar to the above-described X-ray imaging system 10 in that the peak of the non-interest spatial frequency component 63 is obtained from the spatial frequency spectrum obtained by FFT processing of the moire. This is performed by cutting out the spatial frequency region of interest that deviates from the frequency and performing inverse FFT transform processing on the extracted spatial frequency region of interest.
  • the peak frequency of the non-interest spatial frequency component 63 is included in the spatial frequency region A min of the minimum necessary size that is set temporarily, the multi-slit centered on the optical axis A is used as the reset of the imaging unit 12.
  • FIG. 17 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
  • the imaging unit 112 is provided with an FPD 30, a first absorption type grating 31, a second absorption type grating 32, and a scattering removal grating 113.
  • the scattering removal grating 113 includes a plurality of X-ray shielding portions 113a and a plurality of X-ray transmission portions 113b.
  • the X-ray shielding part 113a is configured by a belt-like member extending in one direction (y direction in the illustrated example) in a plane perpendicular to the optical axis A of the X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • a material of the X-ray shielding part 113a a material excellent in X-ray absorption is preferable.
  • a metal foil such as lead, copper, tungsten, or the like is used.
  • the X-ray shielding portions 113a are arranged at intervals in a direction (x direction) orthogonal to the one direction in a plane orthogonal to the optical axis A of X-rays.
  • the X-ray transmission part 113b is provided so as to fill a space between adjacent X-ray shielding parts 113a.
  • an X-ray low absorption material is preferable, and for example, a polymer, a light metal, or the like is used.
  • the scattering removal grating 113 is located downstream of the subject H and removes or reduces X-rays scattered by the subject H (hereinafter referred to as scattered rays).
  • the scatter removal grating 113 is disposed between the second absorption grating 32 and the FPD 30.
  • the scattered radiation generated in the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32 can also be removed or reduced.
  • the scattering removal grating 113 is It can also be arranged between the subject H and the first absorption type grating 31 or between the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32.
  • the periodic structure of the X-ray shielding unit 113a and the X-ray transmission unit 113b in the scatter removal grating 113 generates a non-interesting spatial frequency component 63 in the spatial frequency spectrum of the image detected by the FPD 30. Since the spatial frequency region of interest for performing the inverse FFT process is set so as to deviate from the peak frequency of 63, the influence of the non-interest spatial frequency component 63 caused by the scatter removal grating 113 on the generation of the phase contrast image is sufficient. It is suppressed.
  • the control device 20 sets the optical axis A as the center. Relative rotation between the scatter removal grating 113 and the FPD 30 and the relative movement between the scatter removal grating 113 and the FPD 30 along the optical axis A, so that the scatter removal grating 113 with respect to the frequency component 62 of interest can be obtained. It is possible to change the position or peak frequency of the non-interest spatial frequency component 63 caused by the above.
  • the scattering removal grating 113 by removing or reducing scattered rays from the subject or the like by the scattering removal grating 113, it is possible to prevent the contrast of the image picked up by the FPD 30 from being lowered and to improve the image quality of the phase contrast image.
  • FIG. 18 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
  • the imaging unit 122 is provided with an FPD 30, a first absorption type grating 131, and a second absorption type grating 132.
  • the first absorption type grating 131 is configured by connecting a plurality of first grating pieces 131A.
  • Each of the first grating pieces 131A includes a substrate 131a and a plurality of Xs arranged on the substrate 131a. It is comprised from the line shielding part 131b.
  • the second absorption-type grating 132 is also configured by connecting a plurality of second grating pieces 132A.
  • Each of the second grating pieces 132A includes a substrate 132a and a plurality of substrates arranged on the substrate 132a. It is comprised from the X-ray shielding part 132b.
  • the substrates 131a and 132a are both made of an X-ray transmissive member such as glass that transmits X-rays, and the X-ray shielding portions 131b and 132b are both X-ray absorptive of heavy metals such as gold and platinum. It is formed by the member excellent in.
  • the plurality of first grating pieces 131A are arranged in the same x direction as the arrangement direction of the X-ray shielding portions 131b in a plane orthogonal to the optical axis A, and the adjacent grating pieces 131A in the x direction are adjacent to each other. It is connected.
  • the plurality of second grating pieces 132A are arranged in the x direction in a plane orthogonal to the optical axis A, and the grating pieces 132A adjacent in the x direction are connected to each other.
  • the lattice pieces 131A and 132A are not limited to the same direction (x direction) as the arrangement direction of the X-ray shielding parts 131b and 132b, and may be arranged in a direction (y direction) perpendicular thereto. They may be two-dimensionally arranged in the x direction and the y direction.
  • the periodic structure of the connecting portion between the first grating pieces 131A and the connecting portion between the second grating pieces 132A generates a non-interest spatial frequency component 63 in the spatial frequency spectrum of the image detected by the FPD 30.
  • the spatial frequency region of interest for performing the inverse FFT processing is set so as to deviate from the peak frequency of these non-interest spatial frequency components 63, these non-interest spatial frequency components 63 affect the generation of the phase contrast image. The effect is sufficiently suppressed.
  • the first and second absorption type gratings that require a high aspect ratio with a grating pitch on the order of ⁇ m by connecting a plurality of grating pieces, a large-sized grating can be accurately manufactured. Can do. Thereby, it is possible to expand the photographing range while maintaining the image quality of the phase contrast image.
  • the spatial frequency region of interest including the frequency component of interest is set, and the peak frequency of the non-interest spatial frequency component due to the elements of the imaging unit is deviated from the spatial frequency region of interest.
  • control unit control device 20
  • the present invention is not limited to this.
  • the spatial frequency region of interest including the frequency component of interest it is only necessary that the peak frequency of the non-interest spatial frequency component caused by the elements of the imaging unit deviates from the spatial frequency region of interest, and a control unit is necessarily provided. Needless to say, there is nothing.
  • the X-ray imaging system may not include a control unit for setting the elements of the imaging unit.
  • the control unit for setting the elements of the imaging unit it is possible to prevent an increase in cost due to the provision of the control unit in each X-ray imaging system.
  • the element arrangement is designed and arranged so that the peak frequency of the non-interest spatial frequency component caused by the imaging unit element deviates from the spatial frequency domain of interest in the spatial frequency domain of interest including the frequency of interest component. The same applies to the case.
  • the control unit may set the elements of the imaging unit so that the peak frequency of the non-interest spatial frequency component caused by the elements of the imaging unit deviates from the spatial frequency region of interest.
  • the peak frequency of the non-interest spatial frequency component caused by the elements of the imaging unit is changed from the spatial frequency region of interest.
  • the arrangement of the radiographing unit elements due to the influence of vibration during transportation between the factory shipment and installation of the X-ray imaging system This is effective when the system state transitions so that the peak frequency of the non-interest spatial frequency component caused by the elements of the imaging unit is included in the spatial frequency region of interest.
  • the determination unit when the determination unit is included and the control unit is not included, the determination unit includes the peak frequency of the non-interest spatial frequency component due to the elements of the imaging unit in the spatial frequency region of interest. It is also effective to configure the X-ray imaging system so that a warning is issued to the user and further maintenance of the device is encouraged when it is determined.
  • the radiation used in the present invention is not limited to X-rays, but other than X-rays such as ⁇ -rays and ⁇ -rays. It is also possible to use other radiation.
  • An imaging unit that acquires a radiographic image including a periodic pattern modulated by a subject placed in a radiation irradiation field, and a spatial frequency spectrum of the radiographic image by performing Fourier transform on the radiographic image
  • a spatial frequency region of interest including a spatial frequency component of interest corresponding to a period of the periodic pattern in the spatial frequency spectrum, and performing an inverse Fourier transform on the spatial frequency region of interest to obtain a phase of the subject
  • An arithmetic processing unit that generates a contrast image, and a peak frequency of a non-interest spatial frequency component caused by an element of the imaging unit involved in acquisition of the radiological image in the spatial frequency spectrum is the spatial frequency of interest
  • a radiation imaging system in which the element is set so as to be out of the region.
  • the radiography system according to (1) further including a determination unit that determines whether or not a peak frequency of the non-interest spatial frequency component is included in the spatial frequency region of interest.
  • the determination unit determines that a peak frequency of the non-interest spatial frequency component is included in the spatial frequency region of interest
  • the non-interest A radiation imaging system further comprising a control unit configured to set the element such that a peak frequency of a spatial frequency component deviates from the spatial frequency region of interest.
  • the arithmetic processing unit obtains the distance between the peak frequency of the non-interest spatial frequency component and the peak frequency of the spatial frequency component of interest for each non-interest spatial frequency component in the frequency space, and the minimum distance among the obtained distances And a spatial frequency region surrounded by a rectangle inscribed in a circle centered on the peak frequency of the spatial frequency component of interest is set as the spatial frequency region of interest.
  • the radiation imaging system according to any one of (1) to (5), wherein the imaging unit generates a first periodic intensity distribution by passing radiation as the element.
  • a second radiation optical element that gives a periodic intensity change to the first periodic intensity distribution, and the periodic pattern is periodic by the second radiation optical element.
  • the spatial frequency component of interest is a spatial frequency component corresponding to a fundamental period of the moire.
  • the setting of the element is performed around the central radiation of the radiation passing through the first radiation optical element and the second radiation optical element.
  • a radiation imaging system including relative rotation of the first radiation optical element and the second radiation optical element.
  • the setting of the element is along the central radiation of the radiation passing through the first radiation optical element and the second radiation optical element.
  • a radiation imaging system including a relative movement of the first radiation optical element and the second radiation optical element.
  • the imaging unit generates a first periodic intensity distribution by the passing radiation as the element.
  • the spatial frequency component of interest is a spatial frequency component corresponding to a fundamental period of the first periodic intensity distribution.
  • Radiography method that sets a spatial frequency region of interest including a spatial frequency component of interest corresponding to a period of a periodic pattern, and performs an inverse Fourier transform on the spatial frequency region of interest to generate a phase contrast image of the subject. Then, the element is set so that the peak frequency of the non-interest spatial frequency component resulting from the element of the imaging unit involved in the acquisition of the radiographic image out of the spatial frequency spectrum is out of the spatial frequency region of interest. Radiography method.
  • a radiography method for setting a spatial frequency region surrounded by a rectangle inscribed in a circle centered on the spatial frequency region of interest obtains a spatial frequency spectrum of the radiographic image by performing Fourier transform on the radiographic image including the periodic pattern modulated by the subject arranged in the radiation irradiation field, A phase contrast for setting a spatial frequency region of interest including a spatial frequency component of interest corresponding to a period of the periodic pattern, and performing an inverse Fourier transform on the spatial frequency region of interest to generate a phase contrast image of the subject
  • the element so that the peak frequency of the non-interest spatial frequency component caused by the image generation process and the element of the imaging unit involved in the acquisition of the radiographic image out of the spatial frequency spectrum is out of the spatial frequency region of interest. Adjustment program to set, and a program to execute.
  • the spatial frequency region of interest is adjusted so as not to include the peak frequency of the non-interest spatial frequency component. Can be set. Thereby, the spatial resolution can be increased and the phase restoration accuracy can be increased.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

　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に対してフーリエ変換を行うことによって該放射線画像の空間周波数ス【解決手段】ペクトルを取得し、空間周波数スペクトルのうちの周期パターンの周期に対応する関心空間周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、関心空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って被写体の位相コントラスト画像を生成する。そして、空間周波数スペクトルのうち、放射線画像の取得に関与する撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が、関心空間周波数領域から外れるように、要素を設定する。

Description

放射線撮影システム及び放射線撮影方法
　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。
　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。
　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。
　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。
　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）。
　上記のＸ線タルボ干渉計では、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。
　そして上記の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を検出し、被写体によるモアレ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。
　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、複数回の撮影の間の格子の移動と、高精度が要求されるその移動機構が不要であるため、撮影ワークフローの向上と装置の簡易化が可能になる。また、各撮影間の被写体の移動に起因する画質低下を解消することができる。
国際公開第０４／０５８０７０号 国際公開第１０／０５０４８３号
　フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いたモアレの解析方法において、分離する空間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、モアレの基本周波数以外にも、装置固有の空間周波数成分が存在する。装置固有の空間周波数成分としては、例えば、ＦＰＤに由来する空間周波数成分や解析対象のモアレ以外の周期的なＸ線像、更にはこの周期的なＸ線像とＦＰＤにおいて周期的に配列された画素との干渉に由来する空間周波数成分などが例示される。
　ＦＰＤに由来する空間周波数成分は、例えば、画素の行列状の配列において行選択線方向（主方向）に周期性をもつノイズや読出線方向（副方向）に周期性をもつノイズなどによって発生する。通常、この種の周期性ノイズは、周波数空間において軸上成分となるため、位相復元時に逆フーリエ変換領域から除外することが容易であり、問題になることは少ない。しかし、解析対象のモアレ以外の周期的なＸ線像や、この周期的なＸ線像とＦＰＤの周期的に配列された画素との干渉に由来する空間周波数成分は、多くの場合、周波数空間において軸外成分となるため、解析対象のモアレに対応する逆フーリエ変換領域に含まれることとなり、このような領域に対して逆フーリエ変換が行なわれると、位相シフトの微分像を構成する際に、その装置固有の空間周波数成分が新たな周期性のムラ（アーチファクト）となり、正確な位相微分像が得られなくなってしまう。
　このような解析対象のモアレ以外の周期的なＸ線像の発生例としては、例えば、第１及び/又は第２の回折格子を複数の格子片を連結して形成した場合に、複数の格子片の連結周期によって生じ、また、散乱線除去グリッドを用いる場合にも周期的なＸ線像を生じる。そして、これら周期的なＸ線像は、画素ピッチとの間の干渉によっても新たな空間周波数のムラを発生する。
　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。
　（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、前記放射線画像に対してフーリエ変換を行うことによって該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記周期パターンの周期に対応する関心空間周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、前記関心空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って、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、前記空間周波数スペクトルのうち、前記放射線画像の取得に関与する前記撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が、前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素が設定されてい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対してフーリエ変換を行うことによって該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記周期パターンの周期に対応する関心空間周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、前記関心空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って、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、前記空間周波数スペクトルのうち、前記放射線画像の取得に関与する前記撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が、前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素を設定する放射線撮影方法。
　本発明によれば、非関心空間周波数成分のピーク周波数を含まないように関心空間周波数領域が設定され、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。
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１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 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１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。 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の周期を変更するための機構を示す模式図である。 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の一例を示す模式図である。 図８のモアレの空間周波数スペクトルを示す模式図である。 図１の放射線撮影システムにおける関心空間周波数領域の設定方法の一例を示すフロー図である。 図１の放射線撮影システムにおける関心空間周波数領域の設定方法の他の例を示すフロー図である。 図１１の関心空間周波数領域の設定方法を説明するための模式図である。 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。 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１４の放射線撮影システムの変形例を示す模式図である。 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。 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。 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。
　Ｘ線撮影システム１０は、被写体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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　図３は、ＦＰＤ３０の構成を模式的に示す。
　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。
　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。
　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。
　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。
　図４及び図５は、撮影部１２の構成を模式的に示す。
　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，３２ａ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。
　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。
　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線に主として位相差を与えるものではなく、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。
　第１の吸収型格子３１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を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の実効波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線の大部分のＸ線がスリット部での回折を受けずに、第１の吸収型格子３１の後方に自己の投影像（以下、この投影像を自己像Ｇ１と称する）を形成するように構成することができる。例えば、前述の回転陽極１８ａのターゲット材料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線の実効波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ１を、１～１０μｍ程度とすれば、スリット部を通過したＸ線が形成するＸ線像は回折の効果を無視できる程度になり、第１の吸収型格子３１の後方に自己像Ｇ１が形成される。
　さて、一般的に、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、自己像Ｇ１はＸ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。一方、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の位置における自己像Ｇ１の周期パターン（第１の周期的強度分布）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、第２の吸収型格子３２の位置における自己像Ｇ１のピッチｐ１’、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は、次式（１）の関係を満たすように決定される。
　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の自己像Ｇ１が、第１の吸収型格子３１の後方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。
　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（通常は第１の吸収型格子３１に入射するＸ線の実効波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（２）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　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」や「Ｔｉｍｍ　Ｗｅｉｔｋａｍｐ，　ｅｔ　ａｌ．，　Ｐｒｏｃ．　ｏｆ　ＳＰＩＥ，　Ｖｏｌ．６３１８，　２００６年， ６３１８０Ｓ－１項」から、容易に導くことができる。
　本Ｘ線撮影システム１０では、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ことで、撮影部１２の薄型化を図っている。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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　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は、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ことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　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。Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、その厚さは、照射Ｘ線のエネルギーに応じて設定される。例えば、Ｘ線管１８のターゲット材料としてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で１００μｍ以上であることが好ましい。
　しかし、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に、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を制限することが好ましい。具体的には、ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶ、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ことが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　例えば、ｄ１＝２．５μｍ、ｄ２＝３．０μｍとし、通常の病院に設置できる大きさとして、Ｌ＝２ｍに設定した場合には、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。
　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の自己像Ｇ１と第２の吸収型格子３２との重ね合わせによってモアレが形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置における自己像Ｇ１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’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。
　自己像Ｇ１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、モアレが発生する。このモアレのｘ方向に関する周期Ｔは、次式（８）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　式（８）におけるモアレの周期Ｔは、実際には第２の吸収型格子３２からＦＰＤ３０の検出面までの距離によって更に拡大されるため、ＦＰＤ３０の検出面上でのモアレ周囲をＴ’とし、このモアレをＦＰＤ３０で検出するためには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくともＦＰＤ３０の検出面上でのモアレ周期Ｔ’の整数倍ではないことが必要であり、次式（９）を満たす必要がある（ここで、ｎは正の整数である）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　また、式（９）を満たす範囲において、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔ’より大きくてもモアレを検出することは可能であるが、配列ピッチＰはモアレ周期Ｔ’より小さいことが好ましく、次式（１０）を満たすことが好ましい。これは、良質な位相コントラスト画像を得るためには、後述する位相コントラスト画像の生成過程において、モアレが高いコントラストで検出されていることが好ましいためである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　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、自己像Ｇ１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。
　図６に、モアレ周期Ｔ’を変更する方法を模式的に示す。
　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）。
　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）。
　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の自己像Ｇ１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）。
　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。
　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。
　次に、モアレの解析方法について説明する。
　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。
　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。
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　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。
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　式（１３）において、ａ（ｘ，ｙ）はバックグラウンドを表し、ｂ（ｘ，ｙ）はモアレの基本周期に対応した空間周波数成分の振幅を表し、（ｆ０ｘ、ｆ０ｙ）はモアレの基本周期を表す。また式（１４）において、ｃ（ｘ，ｙ）は次式（１５）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　従って、モアレから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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
　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。
　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、モアレの空間周波数スペクトルには、少なくとも、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期に対応した空間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）（複合同順）の位置に生じる。
　モアレの空間周波数スペクトルから屈折角φ（ｘ、ｙ）を得るには、モアレの基本周期に対応する空間周波数成分のピーク周波数を含む領域を切り出し、ピーク周波数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。
　図８は、モアレを含む放射線画像の一例を模式的に示す。
　図８において、符号６０は放射線画像の明部、符号６１は放射線画像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。
　図９は、図８に示すモアレを含む放射線画像を、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。
　上述のとおり、モアレを含む放射線画像の空間周波数スペクトルから逆ＦＦＴ変換を用いて屈折角φ（ｘ、ｙ）を得る際には、モアレの基本周期に対応する空間周波数成分６２（以下、関心空間周波数成分という）のピーク周波数を中心とする略矩形の空間周波数領域（例えば、図中破線Ａで示される領域であって、以下、関心空間周波数領域という）が切り出されるが、切り出される領域が大きいほど、逆ＦＦＴ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、空間周波数スペクトルには、関心空間周波数成分６２の他に、装置固有の空間周波数成分６３（以下、非関心空間周波数成分という）が存在している。これらの非関心空間周波数成分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。
　以下、関心空間周波数領域の設定方法について説明する。
　図１０は、関心空間周波数領域の設定方法の一例を示す。
　まず、コンソール１３において、所望の画像解像度（空間分解能）が入力される。入力された画像解像度に応じて、最低限必要な関心空間周波数領域のサイズが、演算処理部２２に予め設定される（ステップＳ１）。
　次いで、演算処理部２２において、被写体Ｈの撮影を行って得られた画像の空間周波数スペクトルから、関心空間周波数成分６２、及び非関心空間周波数成分６３の各々が特定される（ステップＳ２）。関心空間周波数成分６２及び非関心空間周波数成分６３は、例えば、被写体Ｈがない状態（キャリブレーションやプレ撮影など）で撮影を行って得られる画像の空間周波数スペクトルにおいて予め特定しておき、それとの比較によって簡便に特定することができる。
　次いで、演算処理部２２において、特定された関心空間周波数成分６２のピーク周波数を中心とし、上記の予め設定された最小必要サイズで関心空間周波数領域Ａｍｉｎが仮に設定される（ステップＳ３）。そして、演算処理部２２において、この関心空間周波数領域Ａｍｉｎに、非関心空間周波数成分６３のピーク周波数が含まれるか否かが判定される（ステップＳ４）。
　関心空間周波数領域Ａｍｉｎに、非関心空間周波数成分６３のピーク周波数が含まれる場合に、演算処理部２２から制御装置２０に対して、撮影部１２の再設定を指示する制御信号が送出される。制御装置２０は、この制御信号を受けて、関心空間周波数領域Ａが非関心空間周波数成分６３のピーク周波数から外れるように、撮影部１２の各要素を設定して、関心空間周波数成分６２の周波数空間における位置や、そのピーク周波数を調整する（ステップＳ５）。
　撮影部１２の各要素の設定として、制御装置２０は、例えば、相対回転機構５０（ＦＩＧ．６Ａ参照）を駆動して、光軸Ａを中心に第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２を相対的に回転させる。第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２の相対回転によって、放射線画像の明部６０及び暗部６１の並び方向が変化し、それに伴って、関心空間周波数成分６２の周波数空間における位置もまた変化する。
　また、撮影部１２の各要素の設定として、制御装置２０は、例えば、相対移動機構５２（ＦＩＧ．６Ｃ参照）を駆動して、光軸Ａの方向に沿って第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２を相対的に移動させる。第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２の相対移動によって、モアレの周期が変化し、それに伴って、関心空間周波数成分６２のピーク周波数もまた変化する。
　演算処理部２２及び制御部２０によって、第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２の相対回転や相対移動などが駆使され、非関心空間周波数成分６３のピーク周波数から外れる関心空間周波数領域Ａｍｉｎ、及びこれを与える撮影部１２の設定が探索される。
　関心空間周波数領域Ａｍｉｎに、非関心空間周波数成分６３のピーク周波数が含まれない場合に、演算処理部２２において、この関心空間周波数領域Ａｍｉｎに対して逆ＦＦＴ変換が行われ（スッテプＳ６）、逆ＦＦＴ変換によって得られる複素数情報から屈折角φ（ｘ，ｙ）が取得される（ステップＳ７）。
　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がｘ軸に沿って積分され、同様の演算が各ｙ座標について行われることにより、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）が取得される（ステップＳ８）。
　図１１及び図１２は、関心空間周波数領域の設定方法の他の例を示す。
　図１１及び図１２に示す例は、仮に設定された最小必要サイズの関心空間周波数領域Ａｍｉｎに非関心空間周波数成分６３のピーク周波数成分が含まれない場合に、逆ＦＦＴ変換を行う空間周波数領域の更なる拡大を図るものである。
　関心空間周波数領域Ａｍｉｎに、非関心空間周波数成分６３のピーク周波数が含まれない場合に、演算処理部２２において、非関心周波数成分６３毎に、その非関心空間周波数成分６３のピーク周波数と、関心空間周波数成分６２のピーク周波数との距離Ｒが求められる。
　次いで、演算処理部２２において、求められた距離のうち最小の距離Ｒｍｉｎを半径とし、かつ関心空間周波数成分６２のピーク周波数を中心とする円Ｃに内接する矩形によって囲まれる空間周波数領域が、新たに関心空間周波数領域Ａｍａｘに設定される（スッテップＳＳ１）。
　そして、演算処理部２２において、この関心空間周波数領域Ａｍａｘに対して逆ＦＦＴ変換が行われ、逆ＦＦＴ変換によって得られる複素数情報から屈折角φ（ｘ，ｙ）が取得される。これにより、コンソールにて設定された所望の画像解像度が確保された上で、更なる画像解像度の向上が図られる。
　以上の処理を経て、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。
　以上、説明したように、Ｘ線撮影システム１０によれば、周波数空間における関心空間周波数成分６２と非関心空間周波数成分６３との位置関係を動的に調整することによって、非関心空間周波数成分６３のピーク周波数を含まないように関心空間周波数領域を設定することができる。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。
　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（自己像Ｇ１）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ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。
　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。
　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に対応する位相シフト分布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。
　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から位相微分像（位相シフト分布Φの微分量）を作成し、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得されるモアレから作成された位相微分像を補正するようにしてもよい。プレ撮影で取得される位相微分像は、装置固有の位相ムラ（例えば格子ピッチや厚さの不均一性等）を反映している。一方で、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微分像にも、プレ撮影と同種の装置固有の位相ムラが含まれており、位相微分信号のオフセットとして作用している。従って、メイン撮影で得られた位相微分像からプレ撮影で得られた位相微分像を引くことで、装置固有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。
　図１３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。
　上述したＸ線撮影システム１０において、ＦＰＤ３０の画素４０の配列ピッチＰは、自己像Ｇ１の周期パターンを解像できない程に、自己像Ｇ１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、そこで、第２の吸収型格子３２を用いてモアレを形成し、被写体Ｈによるモアレ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構成されている。これに対して、図１３に示すＸ線撮影システム７０においては、自己像Ｇ１を解像可能な（画素の配列ピッチが自己像Ｇ１のパターン周期より十分に小さい）Ｘ線画像検出器７１が用いられており、自己像Ｇ１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。よって、本Ｘ線撮影システムにおいては、上述したＸ線撮影システム１０における第２の吸収型格子３２が省かれている。
　本Ｘ線撮影システム７０において、検出器７１によって検出された自己像Ｇ１の周期パターンの解析は、上述したＸ線撮影システム１０と同様に、自己像Ｇ１をＦＦＴ処理して得られる空間周波数スペクトルから、非関心空間周波数成分６３のピーク周波数から外れる関心空間周波数領域を切り出し、切り出した関心空間周波数領域を逆ＦＦＴ変換処理して行われる。ここで、仮に設定される最小必要サイズの関心空間周波数領域Ａｍｉｎに非関心空間周波数成分６３のピーク周波数が含まれる場合に、撮影部１２の再設定として、制御装置２０は、例えば、光軸Ａを中心に第１の吸収型格子３１を回転させ、あるいは、光軸Ａの方向に沿って第１の吸収型格子３１を移動させる。
　図１４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。
　図１４に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として***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。
　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***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。
　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。
　図１５は、図１４の放射線撮影システムの変形例を示す。
　図１５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。
　このように、被検体（***）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（自己像Ｇ１）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。
　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。
　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。
　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。
　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）による自己像Ｇ１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。
　マルチスリット１０３は、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方向に所定のピッチで配列した多数の小焦点光源（分散光源）を形成することを目的としている。
　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（１７）を満たすように設定する必要がある。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
　式（１７）は、マルチスリット１０３により分散形成された各小焦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（自己像Ｇ１）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。
　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の吸収型講師３２の位置での自己像Ｇ１のピッチｐ１’とすると、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は、次式（１８）の関係を満たすように決定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
　このように、本Ｘ線撮影システム１００では、マルチスリット１０３により形成される複数の小焦点光源がそれぞれ形成する自己像Ｇ１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。
　本Ｘ線撮影システム１００において、ＦＰＤ３０によって検出されたモアレの解析は、上述したＸ線撮影システム１０と同様に、モアレをＦＦＴ処理して得られる空間周波数スペクトルから、非関心空間周波数成分６３のピーク周波数から外れる関心空間周波数領域を切り出し、切り出した関心空間周波数領域を逆ＦＦＴ変換処理して行われる。ここで、仮に設定される最小必要サイズの関心空間周波数領域Ａｍｉｎに非関心空間周波数成分６３のピーク周波数が含まれる場合に、撮影部１２の再設定として、光軸Ａを中心とするマルチスリット１０３と第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２との相対回転や、光軸Ａに沿ったマルチスリット１０３と第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２との相対移動もとることができ、それによっても、関心空間周波数成分６２の周波数空間における位置ないしピーク周波数を変化させることができる。
　図１７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。
　図１７に示すＸ線撮影システム１１０において、撮影部１１２には、ＦＰＤ３０、第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２、そして散乱除去格子１１３が設けられている。
　散乱除去格子１１３は、複数のＸ線遮蔽部１１３ａ及び複数のＸ線透過部１１３ｂで構成されている。Ｘ線遮蔽部１１３ａは、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、ｙ方向）に延伸した帯状の部材で構成される。Ｘ線遮蔽部１１３ａ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、鉛や銅、タングステン、等の金属箔が用いられる。Ｘ線遮蔽部１１３ａ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）に互いに間隔を空けて配列されている。Ｘ線透過部１１３ｂは、隣り合うＸ線遮蔽部１１３ａの間を充填するように設けられている。Ｘ線透過部１１３ｂの材料としては、Ｘ線低吸収材が好ましく、例えば、高分子や軽金属等が用いられる。
　散乱除去格子１１３は、被写体Ｈの下流にあって、被写体Ｈによって散乱されたＸ線（以下、散乱線という）を除去あるいは低減する。図示の例では、散乱除去格子１１３は、第２の吸収型格子３２とＦＰＤ３０との間に配置されている。この場合、第１の吸収型格子３１や第２の吸収型格子３２において発生する散乱線についても除去あるいは低減することができる。なお、図示の例のように、Ｘ線源１１側から、被写体Ｈ、第１の吸収型格子３１、第２の吸収型格子３２、ＦＰＤ３０の順に配置される場合に、散乱除去格子１１３は、被写体Ｈと第１の吸収型格子３１との間、あるいは第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間にも配置され得る。
　散乱除去格子１１３におけるＸ線遮蔽部１１３ａ及びＸ線透過部１１３ｂの周期構造は、ＦＰＤ３０によって検出される像の空間周波数スペクトルにおいて、非関心空間周波数成分６３を生じさせるが、この非関心空間周波数成分６３のピーク周波数を外れるように、逆ＦＦＴ処理を行う関心空間周波数領域が設定されるので、散乱除去格子１１３に起因する非関心空間周波数成分６３が、位相コントラスト画像の生成に及ぼす影響は十分に抑制される。ここで、仮に設定される最小必要サイズの関心空間周波数領域に非関心空間周波数成分６３のピーク周波数が含まれる場合に、撮影部１１２の再設定として、制御装置２０は、光軸Ａを中心とする散乱除去格子１１３とＦＰＤ３０との相対回転や、光軸Ａに沿った散乱除去格子１１３とＦＰＤ３０との相対移動もとることができ、それによって、関心周波数成分６２に対して、散乱除去格子１１３に起因する非関心空間周波数成分６３の位置ないしピーク周波数を変化させることができる。
　そして、被写体等による散乱線が散乱除去格子１１３によって除去あるいは低減されることにより、ＦＰＤ３０によって撮像される像のコントラストの低下が防止され、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。
　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。
　図１８に示すＸ線撮影システム１２０において、撮影部１２２には、ＦＰＤ３０、第１の吸収型格子１３１及び第２の吸収型格子１３２が設けられている。
　第１の吸収型格子１３１は、複数の第１の格子片１３１Ａを連結して構成されており、第１の格子片１３１Ａの各々は、基板１３１ａと、この基板１３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部１３１ｂとから構成されている。第２の吸収型格子１３２もまた、複数の第２の格子片１３２Ａが連結されて構成されており、第２の格子片１３２Ａの各々は、基板１３２ａと、この基板１３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部１３２ｂとから構成されている。基板１３１ａ，１３２ａ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おり、Ｘ線遮蔽部１３１ｂ，１３２ｂは、いずれも金、白金等の重金属等のＸ線吸収性に優れる部材により形成されている。
　図示の例では、複数の第１の格子片１３１Ａは、光軸Ａに直交する面内においてＸ線遮蔽部１３１ｂの配列方向と同じｘ方向に配列され、ｘ方向に隣り合う格子片１３１Ａ同士が連結されている。同様に、複数の第２の格子片１３２Ａは、光軸Ａに直交する面内においてｘ方向に配列され、ｘ方向に隣り合う格子片１３２Ａ同士が連結されている。なお、格子片１３１Ａ、１３２Ａは、Ｘ線遮蔽部１３１ｂ、１３２ｂの配列方向と同一の方向（ｘ方向）に限らず、これと直交する方向（ｙ方向）に配列されていてもよく、また、ｘ方向及びｙ方向に二次元的に配列されていてもよい。
　第１の格子片１３１Ａ同士の連結部、及び第２の格子片１３２Ａ同士の連結部の周期構造は、ＦＰＤ３０によって検出される像の空間周波数スペクトルにおいて、非関心空間周波数成分６３を生じさせる。しかし、これらの非関心空間周波数成分６３のピーク周波数を外れるように、逆ＦＦＴ処理を行う関心空間周波数領域が設定されるので、これらの非関心空間周波数成分６３が、位相コントラスト画像の生成に及ぼす影響は十分に抑制される。
　そして、μｍオーダーの格子ピッチで高アスペクト比が必要とされる第１及び第２の吸収型格子を、複数の格子片を連結して構成することによって、サイズの大きな格子を精度よく製造することができる。それにより、位相コントラスト画像の画質を維持しつつ、撮影範囲の拡大を図ることができる。
　以上説明したＸ線撮影システムでは、関心周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域から外れるように、撮影部の要素を設定する制御部（制御装置２０）を備えるように構成されているが、これに限らない。すなわち、関心周波数成分を含む関心空間周波数領域において、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域から外れるように構成されていればよく、必ずしも制御部を備える必要はないことはいうまでもない。
　たとえば、Ｘ線撮影システムの製造時にのみ、関心周波数成分を含む関心空間周波数領域において、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域から外れるように、撮影部の要素を設定する調整を別途行うようにすれば、撮影部の要素を設定するための制御部をＸ線撮影システムに備えなくても良い。このように撮影部の要素を設定するための制御部をＸ線撮影システムから分離することで、制御部を個々のＸ線撮影システムに備えることによるコスト上昇を防止することができる。このことは、関心周波数成分を含む関心空間周波数領域において、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域から外れるように、要素の配置を設計し、配置するようにした場合も同様である。
　また、以上説明したＸ線撮影システムにおいて、関心周波数成分を含む関心空間周波数領域に、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域に含まれているかいなかを判定する判定部（演算処理部２２）を設けた場合には、関心周波数成分を含む関心空間周波数領域において、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域に含まれている場合にのみ、制御部によって、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域から外れるように撮影部の要素を設定するようにしてもよい。このように構成することで、たとえば、Ｘ線撮影システムの製造時に、関心周波数成分を含む関心空間周波数領域において、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域から外れるように、撮影部の要素の配置を設定したにも関わらず、Ｘ線撮影システムの工場出荷から設置までの間に、輸送時の振動などの影響で、撮影部の要素が設定された配置からズレることによって、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域に含まれるようにシステムの状態が遷移した場合に有効である。
　さらに、上記例において、判定部を有し、制御部を有しない場合には、判定部が、撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が関心空間周波数領域に含まれていると判定した場合に、ユーザーに警告を発報し、さらには機器の保守を促すように、Ｘ線撮影システムを構成することも有効である。
　これらは、上述したいずれのＸ線撮影システムに対しても有効である。
　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。
　以上、説明したように、本明細書には、以下の事項が開示されている。
　（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、前記放射線画像に対してフーリエ変換を行うことによって該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記周期パターンの周期に対応する関心空間周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、前記関心空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って、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、前記空間周波数スペクトルのうち、前記放射線画像の取得に関与する前記撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が、前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素が設定されている放射線撮影システム。
　（２）　（１）に記載の放射線撮影システムであって、前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記関心空間周波数領域に含まれるか否かを判定する判定部をさらに備える放射線撮影システム。
　（３）　（２）に記載の放射線撮影システムであって、前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記関心空間周波数領域に含まれていると前記判定部によって判定された場合に、前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素を設定する制御部をさらに備える放射線撮影システム。
　（４）　（２）又は（３）に記載の放射線撮影システムであって、前記判定部は、予め定められる最小サイズの前記関心空間周波数領域に前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が含まれるか否かを判定する放射線撮影システム。
　（５）　（４）に記載の放射線撮影システムであって、前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記最小サイズの関心空間周波数領域から外れていると前記判定部によって判定された場合に、前記演算処理部は、周波数空間において、前記非関心空間周波数成分毎に、その非関心空間周波数成分のピーク周波数と前記関心空間周波数成分のピーク周波数との距離を求め、求めた距離のうち最小の距離を半径とし、かつ前記関心空間周波数成分のピーク周波数を中心とする円に内接する矩形によって囲まれる空間周波数領域を、前記関心空間周波数領域に設定する放射線撮影システム。
　（６）　（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、前記要素として、通過する放射線によって第１の周期的強度分布を生成する第１の放射線光学素子と、前記第１の周期的強度分布に対して周期的な強度変化を与える第２の放射線光学素子と、を含み、前記周期パターンは、前記第２の放射線光学素子による周期的な強度変化が前記第１の周期的強度分布に重ね合わせられることによって発生するモアレに対応する放射線撮影システム。
　（７）　（６）に記載の放射線撮影システムであって、前記関心空間周波数成分は、前記モアレの基本周期に対応する空間周波数成分である放射線撮影システム。
　（８）　（６）又は（７）に記載の放射線撮影システムであって、前記要素の設定は、前記第１の放射線光学素子及び前記第２の放射線光学素子を通過する放射線の中心放射線まわりの、前記第１の放射線光学素子及び前記第２の放射線光学素子の相対回転を含む放射線撮影システム。
　（９）　（６）又は（７）に記載の放射線撮影システムであって、前記要素の設定は、前記第１の放射線光学素子及び前記第２の放射線光学素子を通過する放射線の中心放射線に沿った、前記第１の放射線光学素子及び前記第２の放射線光学素子の相対移動を含む放射線撮影システム。
　（１０）　（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、前記要素として、通過する放射線によって第１の周期的強度分布を生成する第１の放射線光学素子を含み、前記周期パターンは、前記第１の周期的強度分布に対応する放射線撮影システム。
　（１１）　（１０）に記載の放射線撮影システムであって、前記関心空間周波数成分は、前記第１の周期的強度分布の基本周期に対応する空間周波数成分である放射線撮影システム。
　（１２）　（１０）又は（１１）に記載の放射線撮影システムであって、前記要素の設定は、前記第１の放射線光学素子を通過する放射線の中心放射線まわりの、前記第１の放射線光学素子の回転を含む放射線撮影システム。
　（１３）　（１０）又は（１１）に記載の放射線撮影システムであって、前記要素の設定は、前記第１の放射線光学素子を通過する放射線の中心放射線に沿った、前記第１の放射線光学素子の移動を含む放射線撮影システム。
　（１４）　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うことによって該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記周期パターンの周期に対応する関心空間周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、前記関心空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って、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、前記空間周波数スペクトルのうち、前記放射線画像の取得に関与する前記撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が、前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素を設定する放射線撮影方法。
　（１５）　（１４）に記載の放射線撮影方法であって、予め定められる最小サイズの前記関心空間周波数領域に前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が含まれるか否かを判定し、含まれる場合に前記要素の設定を行う放射線撮影方法。
　（１６）　（１５）に記載の放射線撮影方法であって、前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記最小サイズの関心空間周波数領域から外れている場合に、周波数空間において、前記非関心空間周波数成分毎に、その非関心空間周波数成分のピーク周波数と、前記関心空間周波数成分のピーク周波数との距離を求め、求めた距離のうち最小の距離を半径とし、かつ前記関心空間周波数成分のピーク周波数を中心とする円に内接する矩形によって囲まれる空間周波数領域を、前記関心空間周波数領域に設定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に対してフーリエ変換を行うことによって該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記周期パターンの周期に対応する関心空間周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、前記関心空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って、前記被写体の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、前記空間周波数スペクトルのうち、前記放射線画像の取得に関与する前記撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が、前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素を設定する調整処理と、を実行させるプログラム。
　本発明によれば、周波数空間における関心空間周波数領域と非関心空間周波数領域との位置関係を動的に調整することによって、非関心空間周波数成分のピーク周波数を含まないように関心空間周波数領域を設定することができる。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。
　本発明を詳細にまた特定の実施態様を参照して説明したが、本発明の精神と範囲を逸脱することなく様々な変更や修正を加えることができることは当業者にとって明らかである。
　本出願は、２０１１年４月２５日出願の日本特許出願（特願２０１１－０９７３４７）に基づくものであり、その内容はここに参照として取り込まれる。
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

Claims (17)

  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、
    　前記放射線画像に対してフーリエ変換を行うことによって該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記周期パターンの周期に対応する関心空間周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、前記関心空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って、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、
    　前記空間周波数スペクトルのうち、前記放射線画像の取得に関与する前記撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が、前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素が設定されている放射線撮影システム。
  2. 　請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記関心空間周波数領域に含まれるか否かを判定する判定部をさらに備える放射線撮影システム。
  3. 　請求項２に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記関心空間周波数領域に含まれていると前記判定部によって判定された場合に、前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素を設定する制御部をさらに備える放射線撮影システム。
  4. 　請求項２又は３に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記判定部は、予め定められる最小サイズの前記関心空間周波数領域に前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が含まれるか否かを判定する放射線撮影システム。
  5. 　請求項４に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記最小サイズの関心空間周波数領域から外れていると前記判定部によって判定された場合に、前記演算処理部は、周波数空間において、前記非関心空間周波数成分毎に、その非関心空間周波数成分のピーク周波数と前記関心空間周波数成分のピーク周波数との距離を求め、求めた距離のうち最小の距離を半径とし、かつ前記関心空間周波数成分のピーク周波数を中心とする円に内接する矩形によって囲まれる空間周波数領域を、前記関心空間周波数領域に設定する放射線撮影システム。
  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、前記要素として、通過する放射線によって第１の周期的強度分布を生成する第１の放射線光学素子と、前記第１の周期的強度分布に対して周期的な強度変化を与える第２の放射線光学素子と、を含み、
    　前記周期パターンは、前記第２の放射線光学素子による周期的な強度変化が前記第１の周期的強度分布に重ね合わせられることによって発生するモアレに対応する放射線撮影システム。
  7. 　請求項６に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記関心空間周波数成分は、前記モアレの基本周期に対応する空間周波数成分である放射線撮影システム。
  8. 　請求項６又は７に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記要素の設定は、前記第１の放射線光学素子及び前記第２の放射線光学素子を通過する放射線の中心放射線まわりの、前記第１の放射線光学素子及び前記第２の放射線光学素子の相対回転を含む放射線撮影システム。
  9. 　請求項６又は７に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記要素の設定は、前記第１の放射線光学素子及び前記第２の放射線光学素子を通過する放射線の中心放射線に沿った、前記第１の放射線光学素子及び前記第２の放射線光学素子の相対移動を含む放射線撮影システム。
  10. 　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、前記要素として、通過する放射線によって第１の周期的強度分布を生成する第１の放射線光学素子を含み、
    　前記周期パターンは、前記第１の周期的強度分布に対応する放射線撮影システム。
  11. 　請求項１０に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記関心空間周波数成分は、前記第１の周期的強度分布の基本周期に対応する空間周波数成分である放射線撮影システム。
  12. 　請求項１０又は１１に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記要素の設定は、前記第１の放射線光学素子を通過する放射線の中心放射線まわりの、前記第１の放射線光学素子の回転を含む放射線撮影システム。
  13. 　請求項１０又は１１に記載の放射線撮影システムであって、
    　前記要素の設定は、前記第１の放射線光学素子を通過する放射線の中心放射線に沿った、前記第１の放射線光学素子の移動を含む放射線撮影システム。
  14. 　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うことによって該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記周期パターンの周期に対応する関心空間周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、前記関心空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って、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、
    　前記空間周波数スペクトルのうち、前記放射線画像の取得に関与する前記撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が、前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素を設定する放射線撮影方法。
  15. 　請求項１４に記載の放射線撮影方法であって、
    　予め定められる最小サイズの前記関心空間周波数領域に前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が含まれるか否かを判定し、含まれる場合に前記要素の設定を行う放射線撮影方法。
  16. 　請求項１５に記載の放射線撮影方法であって、
    　前記非関心空間周波数成分のピーク周波数が前記最小サイズの関心空間周波数領域から外れている場合に、周波数空間において、前記非関心空間周波数成分毎に、その非関心空間周波数成分のピーク周波数と、前記関心空間周波数成分のピーク周波数との距離を求め、求めた距離のうち最小の距離を半径とし、かつ前記関心空間周波数成分のピーク周波数を中心とする円に内接する矩形によって囲まれる空間周波数領域を、前記関心空間周波数領域に設定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に対してフーリエ変換を行うことによって該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記周期パターンの周期に対応する関心空間周波数成分を含む関心空間周波数領域を設定し、前記関心空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って、前記被写体の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、
    　前記空間周波数スペクトルのうち、前記放射線画像の取得に関与する前記撮影部の要素に起因する非関心空間周波数成分のピーク周波数が、前記関心空間周波数領域から外れるように、前記要素を設定する調整処理と、
    　を実行させるプログラム。
PCT/JP2012/060988 2011-04-25 2012-04-24 放射線撮影システム及び放射線撮影方法 WO2012147749A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011-097347 2011-04-25
JP2011097347A JP2014132913A (ja) 2011-04-25 2011-04-25 放射線撮影システム及び放射線撮影方法

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012147749A1 true WO2012147749A1 (ja) 2012-11-01

Family

ID=47072267

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2012/060988 WO2012147749A1 (ja) 2011-04-25 2012-04-24 放射線撮影システム及び放射線撮影方法

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP2014132913A (ja)
WO (1) WO2012147749A1 (ja)

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
AU2014259516A1 (en) * 2014-11-06 2016-05-26 Canon Kabushiki Kaisha Nonlinear processing for off-axis frequency reduction in demodulation of two dimensional fringe patterns
JP7060488B2 (ja) * 2018-10-15 2022-04-26 ブリヂストンサイクル株式会社 自転車用フレーム

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010050483A1 (ja) * 2008-10-29 2010-05-06 キヤノン株式会社 Ｘ線撮像装置およびｘ線撮像方法
WO2011093417A1 (en) * 2010-01-28 2011-08-04 Canon Kabushiki Kaisha X-ray imaging apparatus and wavefront measuring apparatus

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010050483A1 (ja) * 2008-10-29 2010-05-06 キヤノン株式会社 Ｘ線撮像装置およびｘ線撮像方法
WO2011093417A1 (en) * 2010-01-28 2011-08-04 Canon Kabushiki Kaisha X-ray imaging apparatus and wavefront measuring apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP2014132913A (ja) 2014-07-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5331940B2 (ja) 放射線撮影システム及び放射線画像生成方法
JP5548085B2 (ja) 回折格子の調整方法
JP5731214B2 (ja) 放射線撮影システム及びその画像処理方法
JP5783987B2 (ja) 放射線撮影装置
JP2012090945A (ja) 放射線検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム
US20120250972A1 (en) Radiographic system and radiographic method
JP2012090944A (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
JP2011218147A (ja) 放射線撮影システム
JP2011224329A (ja) 放射線撮影システム及び方法
JP2011224330A (ja) 放射線撮影システム及びそのオフセット補正方法
WO2012057047A1 (ja) 放射線撮影システム
WO2012169426A1 (ja) 放射線撮影システム
JP2011206490A (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
WO2012169427A1 (ja) 放射線撮影システム
JP2012125423A (ja) 放射線画像検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム
WO2012070661A1 (ja) 放射線画像検出装置、放射線撮影装置、及び放射線撮影システム
WO2012147749A1 (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
WO2012056992A1 (ja) 放射線画像検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム
JP2012120650A (ja) 放射線撮影システム及び放射線位相コントラスト画像生成方法
JP2014238265A (ja) 放射線画像検出器及びその製造方法、並びに放射線画像検出器を用いた放射線撮影システム
WO2012057046A1 (ja) 放射線撮影装置及び放射線撮影システム
JP2012228369A (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
JP2011206489A (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
WO2012133553A1 (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
WO2012057045A1 (ja) 放射線撮影装置、放射線撮影システム

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 12776885

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 12776885

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: JP