(57)【要約】      （修正有）【課題】位相情報に及ぼす影響を抑制しつつ、ムラが除去ないし低減された位相コントラスト画像を取得する。【解決手段】放射線撮影システム１０は、第１の格子３１と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像をマスキングする第２の格子３２と、前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器３０と、前記放射線画像検出器によって検出された放射線像に基づいて位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備え、前記第１の格子及び前記第２の格子は、前記第１の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせる相対位置関係に配置されており、前記演算処理部は、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタＦを用いて微分位相画像のムラを除去又は低減するフィルタリング処理を行う。【選択図】図１
2014113168.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１の格子と、
前記第１の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成される放射線像をマスキングする第２の格子と、
前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
前記放射線画像検出器によって取得された放射線画像に基づいて、前記被写体の微分位相画像を生成する演算処理部と、
を備え、
前記第１の格子及び前記第２の格子は、前記第１の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせる相対位置関係に配置されており、
前記演算処理部は、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減するフィルタリング処理を行う放射線撮影システム。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、周波数空間において前記フィルタリング処理を行う放射線撮影システム。
【請求項３】
請求項２に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、フーリエ変換を用いて前記微分位相画像の空間周波数スペクトルを取得し、周波数フィルタを用いて前記空間周波数スペクトルから前記ムラに対応する周波数成分を除去又は低減する放射線撮影システム。
【請求項４】
請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、実空間において前記フィルタリング処理を行う放射線撮影システム。
【請求項５】
請求項４に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、コンボリューションフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減する放射線撮影システム。
【請求項６】
請求項１から５のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
前記モアレ縞の周期方向は、前記第１の格子の周期方向と略直交している放射線撮影システム。
【請求項７】
請求項１から６のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
前記第１の格子及び前記第２の格子は、互いに周期方向が９０°未満の角度で交差するように配置されている放射線撮影システム。
【請求項８】
請求項７に記載の放射線撮影システムであって、
前記第１の格子及び前記第２の格子は、両格子を通過する放射線の光軸まわりに相対回転可能である放射線撮影システム。
【請求項９】
第１の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成され、第２の格子によってマスキングされた放射線像を検出して前記被写体の微分位相画像を生成する放射線撮影方法であって、
前記第１の格子及び前記第２の格子の相対位置関係を調整し、前記第１の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせ、
前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記位相微分画像のムラを除去又は低減する放射線撮影方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線撮影システム及び放射線撮影方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被写体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。
【０００３】
一般的なＸ線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線画像を検出するＸ線画像検出器との間に被写体を配置して、被写体の透過像を撮影する。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射された各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する被写体を構成する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被写体のＸ線透過像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体（蓄積性蛍光体）のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）が広く用いられている。
【０００４】
しかし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなり、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収能の差が小さく、従ってＸ線透過像としての十分な画像の濃淡（コントラスト）が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。
【０００５】
このような問題を背景に、近年、被写体によるＸ線の強度変化に代えて、被写体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。このようなＸ線位相イメージングの一種として、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。
【０００６】
Ｘ線タルボ干渉計は、被写体の背後に第１の回折格子（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被写体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。そして、変調を受けた自己像に第２の回折格子を重ね合わせて自己像の変調を解析することによって被写体の位相情報を取得する。
【０００７】
第１の回折格子の自己像の変調を解析する方法としては、例えば縞走査法が知られている。縞走査法は、自己像に重ね合わされる第２の回折格子を、その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間での画素毎の信号値の変化から、第１の回折格子の周期方向に関するＸ線の屈折角分布を取得する。この屈折角分布は、被写体の位相シフト分布の微分に対応しており、この屈折角分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。
【０００８】
ところで、第１及び第２の回折格子の格子ピッチの誤差や所定の相対位置関係からのずれ等に起因して、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は、通常、モアレ縞となる。そして、モアレ縞の周期によっては、その影響が微分位相像（屈折角の分布像又は位相シフト分布の微分像）に残ってしまい、ムラとして表れる場合がある。このような画像のムラは、典型的にはフィルタを用いて除去又は低減される（例えば、特許文献２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】国際公開２００４／０５８０７０号
【特許文献２】特開平３‐１２７８５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
上述したＸ線タルボ干渉計においては、Ｘ線の位相変化に対する感度を第１の回折格子の周期方向に有することになる。この感度方向を考慮せずに、ムラを除去又は低減するためのフィルタを位相コントラスト画像に対して適用すると、位相情報にまで影響を及ぼす虞がある。
【００１１】
本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、位相情報に及ぼす影響を抑制しつつ、ムラが除去ないし低減された位相コントラスト画像を取得することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
（１）  第１の格子と、前記第１の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成される放射線像をマスキングする第２の格子と、前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器によって取得された放射線画像に基づいて、前記被写体の微分位相画像を生成する演算処理部と、を備え、前記第１の格子及び前記第２の格子は、前記第１の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせる相対位置関係に配置されており、前記演算処理部は、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減するフィルタリング処理を行う放射線撮影システム。
（２）  第１の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成され、第２の格子によってマスキングされた放射線像を検出して前記被写体の微分位相画像を生成する放射線撮影方法であって、前記第１の格子及び前記第２の格子の相対位置関係を調整し、前記第１の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせ、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記位相微分画像のムラを除去又は低減する放射線撮影方法。
【発明の効果】
【００１３】
本発明によれば、モアレ縞の周期方向を第１の格子の周期方向と交差する方向に設定しており、モアレ縞に起因して微分位相画像に表れるムラもまた、第１の格子の周期方向と交差する方向に生じることとなる。そして、モアレ縞の周期方向、つまりは、第１の格子の周期方向と交差する方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いることによって、位相情報に影響を及ぼすことなくムラを除去ないし低減することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。
【図２】図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。
【図３】図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器の構成を示す模式図である。
【図４】図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。
【図５】図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。
【図６】第１及び第２の格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。
【図７】被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。
【図８】縞走査法を説明するための模式図である。
【図９】縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号値の変化を示すグラフである。
【図１０】モアレ縞、及びこのモアレ縞によって微分位相画像に表れるムラの一例を示す。
【図１１】微分位相画像の空間周波数スペクトルの一例を示す模式図である。
【図１２】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１３】図１２の放射線撮影システムの変形例の構成を示す模式図である。
【図１４】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１５】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
図１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。
【００１６】
Ｘ線撮影システム１０は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにＸ線を放射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。
【００１７】
Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド１５により上下方向に移動自在に保持されている。
【００１８】
Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８と、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９とから構成されている。Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａの電子線の衝突部分がＸ線焦点１８ｂとなる。
【００１９】
Ｘ線源保持装置１４は、天井に設置された天井レール（図示せず）により水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１４ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１４ｂとからなる。台車部１４ａには、支柱部１４ｂを伸縮させて、Ｘ線源１１の上下方向に関する位置を変更するモータ（図示せず）が設けられている。
【００２０】
立位スタンド１５は、床に設置された本体１５ａに、撮影部１２を保持する保持部１５ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１５ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１５ｃの間に掛架された無端ベルト１５ｄに接続され、プーリ１５ｃを回転させるモータ（図示せず）により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール１３の制御装置２０により制御される。
【００２１】
また、立位スタンド１５には、プーリ１５ｃまたは無端ベルト１５ｄの移動量を計測することにより、撮影部１２の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ（図示せず）が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりＸ線源保持装置１４に供給される。Ｘ線源保持装置１４は、供給された検出値に基づいて支柱部１４ｂを伸縮させ、撮影部１２の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。
【００２２】
コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、撮影部１２により取得された画像データを演算処理してＸ線画像を生成する演算処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とがバス２６を介して接続されている。
【００２３】
入力装置２１としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置２１の操作により、Ｘ線管電圧やＸ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ２４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２０の制御により、Ｘ線撮影条件等の文字やＸ線画像を表示する。
【００２４】
撮影部１２には、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２が設けられている。
【００２５】
ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。
【００２６】
また、撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を上下方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子３１に対する第２の吸収型格子３２の相対位置関係を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。
【００２７】
図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。
【００２８】
放射線画像検出器としての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。
【００２９】
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Ｘ線検出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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
図４及び図５は、図１の放射線撮影システムの撮影部を示す。
【００３３】
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とから構成されている。基板３１ａ，３１ｂは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。
【００３４】
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。
【００３５】
Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部（上記間隔ｄ１，ｄ２の領域）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。
【００３６】
第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ１，ｄ２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ１，ｄ２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。
【００３７】
Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ２とした場合に、格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
【００３８】
【数１】
2014113168.tif 000003
【００３９】
【数２】
2014113168.tif 000004
【００４０】
第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本Ｘ線撮影システム１０の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
【００４１】
上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（３）で表される。
【００４２】
【数３】
2014113168.tif 000005
【００４３】
式（３）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。
【００４４】
本Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。
【００４５】
【数４】
2014113168.tif 000006
【００４６】
なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（５）となり、上記距離Ｌ２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。
【００４７】
【数５】
2014113168.tif 000007
【００４８】
【数６】
2014113168.tif 000008
【００４９】
ただし、必ずしも上記距離Ｌ２は、式（４）ないし式（６）を満たす必要はなく、例えば撮影部１２の薄型化の要請がない場合などには、式（４）ないし式（６）から外れる範囲の値も採り得る。
【００５０】
Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ１，ｈ２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管１８の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
【００５１】
一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ１，ｈ２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ１，ｈ２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ１，ｈ２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（７）及び（８）を満たすように設定する必要がある。
【００５２】
【数７】
2014113168.tif 000009
【００５３】
【数８】
2014113168.tif 000010
【００５４】
例えば、ｄ１＝２．５μｍ、ｄ２＝３．０μｍであり、通常の病院での撮影を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効視野の長さＶとして１０ｃｍの長さを確保するには、厚みｈ１は１００μｍ以下、厚みｈ２は１２０μｍ以下とすればよい。
【００５５】
以上のように構成された撮影部１２では、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。
【００５６】
Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Ｔは、次式（９）で表される。
【００５７】
【数９】
2014113168.tif 000011
【００５８】
このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくとも次式（１０）を満たす必要があり、更には、次式（１１）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。
【００５９】
【数１０】
2014113168.tif 000012
【００６０】
【数１１】
2014113168.tif 000013
【００６１】
式（１０）は、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１１）は、配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。
【００６２】
ＦＰＤ３０の画素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、配列ピッチＰとモアレ周期Ｔとの大小関係を調整するには、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチ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。
【００６３】
図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。
【００６４】
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、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）。
【００６５】
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、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）。
【００６６】
更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ２を変更するように、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構５２を設ける。この相対移動機構５２により、第２の吸収型格子３２を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、第２の吸収型格子３２の位置に投影される第１の吸収型格子３１のＧ１像のパターン周期は、「ｐ１’」→「ｐ１’×（Ｌ１＋Ｌ２＋δ）／（Ｌ１＋Ｌ２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｃ）。
【００６７】
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。
【００６８】
Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
【００６９】
次に、モアレ縞の解析方法について説明する。
【００７０】
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。
【００７１】
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。
【００７２】
被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１２）で表される。
【００７３】
【数１２】
2014113168.tif 000014
【００７４】
第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（１３）で表される。
【００７５】
【数１３】
2014113168.tif 000015
【００７６】
ここで、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（１４）で表される。
【００７７】
【数１４】
2014113168.tif 000016
【００７８】
このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０から出力される画像データの各画素の信号、つまりは各画素４０の信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の信号の位相のズレ量）に、次式（１５）のように関連している。
【００７９】
【数１５】
2014113168.tif 000017
【００８０】
したがって、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（１５）から屈折角φが求まり、式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記位相ズレ量ψを、以下に説明する縞走査法を用いて算出する。
【００８１】
縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査機構３３により第２の吸収型格子３２を移動させているが、第１の吸収型格子３１を移動させてもよい。
【００８２】
第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞は元の位置に戻る。格子ピッチｐ２の整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながらＦＰＤ３０で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素４０の信号を取得し、演算処理部２２で演算処理することにより、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを得る。
【００８３】
図８は、格子ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子３２を移動させる様子を模式的に示す。
【００８４】
走査機構３３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子３２の初期位置を、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちいずれの位置としてもよい。
【００８５】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子３２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子３２を移動させていくと、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。
【００８６】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩｋ（ｘ）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。
【００８７】
【数１６】
2014113168.tif 000018
【００８８】
ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射Ｘ線の強度であり、Ａｎは画素４０の信号値のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素４０の座標ｘの関数として表したものである。
【００８９】
次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１８）のように表される。
【００９０】
【数１７】
2014113168.tif 000019
【００９１】
【数１８】
2014113168.tif 000020
【００９２】
ここで、ａｒｇ［  ］は、偏角の抽出を意味しており、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の信号値から、式（１８）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。
【００９３】
図９は、縞走査に伴う画素４０の信号値の変化を示す。
【００９４】
各画素４０で得られたＭ個の信号値は、第２の吸収型格子３２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ２の周期で周期的に変化する。図９中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図９中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。
【００９５】
各画素４０の信号の位相ズレ量ψから、式（１８）に基づいて屈折角φ（ｘ）が求められ、そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１４）で示したように位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量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。
【００９６】
なお、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を位相コントラスト画像とするものとして説明したが、位相シフト分布Φの微分量や、これに対応する値である屈折角φ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、位相シフト分布Φの微分量や屈折角φの２次元的な分布を位相コントラスト画像としてもよい。以下、位相シフト分布Φの微分量や屈折角φの２次元的な分布を画像としたものを微分位相画像と称する。
【００９７】
図１０は、モアレ縞、及びこのモアレ縞によって微分位相画像に表れるムラの一例を示す。
【００９８】
微分位相画像には、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより生じるモアレ縞の影響によってムラが生じる場合がある。このムラの勾配は、モアレ縞の周期方向とほぼ一致する。
【００９９】
本Ｘ線撮影システム１０は、Ｘ線の位相変化に対する感度を第１の吸収型格子３１の周期方向（ｘ方向）に有しており、モアレ縞の周期方向がｘ方向と交差するように、第１及び第２の吸収型格子の相対位置関係が調整されている。モアレ縞の周期方向をｘ方向と交差する方向に設定することによって、微分位相画像に表れるムラの勾配もまた、ｘ方向と交差する方向に生じる。
【０１００】
図示の例においては、モアレ縞の周期方向がｘ方向と略直交する略ｙ方向に設定され（ＦＩＧ。１０Ａ）、ムラの勾配もまた略ｙ方向に生じている（ＦＩＧ．１０Ｂ）。モアレ縞の周期方向は、例えば、上述した相対回転機構５０（図６参照）を用いて、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として第１の吸収型格子３１に対して回転させることによって適宜変更することができる。
【０１０１】
図１１は、図１０の微分位相画像の空間周波数スペクトルを示す。
【０１０２】
本Ｘ線撮影システム１０では、微分位相画像に表れるムラを、周波数フィルタを用いて除去又は低減する。まず、微分位相画像に対してフーリエ変換を行うことにより、その空間周波数スペクトルを取得する。微分位相画像の空間周波数スペクトルには、位相情報（被写体Ｈの位相シフト分布）に由来する周波数成分６０と、ムラに由来する周波数成分６１とが含まれる。上述の通り、ムラの勾配を、ｘ方向と交差する方向に生じさせることにより、周波数空間において、位相情報の周波数成分６０とムラの周波数成分６１とを分離することができる。
【０１０３】
微分位相画像の空間周波数スペクトルに対して、分離されたムラの周波数成分６１をマスクする周波数フィルタＦを適用し、ムラの周波数成分６１を除去又は低減する。そのような周波数フィルタは、モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用する。位相情報の周波数成分６０とムラの周波数成分６１とが分離されているので、上記の周波数フィルタが位相情報の周波数成分６０に与える影響は抑制される。
【０１０４】
図示の例においては、モアレ縞の周期方向がｘ方向と略直交する略ｙ方向に設定され、ムラの勾配もまた略ｙ方向に生じており、周波数空間においては、ｙ方向の周期的変化に対応するｖ軸上ないしｖ軸の近傍にムラの周波数成分６１が位置する。一方で、Ｘ線の位相変化に対する感度をｙ方向には有していないため、位相情報の周波数成分６０はｖ軸から外れて位置する。このように、モアレ縞の周期方向を位相感度方向と直交する方向に設定しておくことによって、位相情報の周波数成分６０とムラの周波数成分６１とを確実に分離することができ、位相情報の周波数成分６０に影響を与えることなくムラの周波数成分６１を除去又は低減することができる。
【０１０５】
そして、ムラの周波数成分６０が除去又は低減された空間周波数スペクトルに対して逆フーリエ変換を行い、微分位相画像に復元する。それにより、ムラが除去又は低減された微分位相画像が得られる。
【０１０６】
以上の演算は、演算処理部２２により行われ、演算処理部２２は、ムラが除去又は低減された位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。上記の縞走査、及び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、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。
【０１０７】
以上、説明したように、モアレ縞の周期方向を第１の吸収型格子３１の周期方向と交差する方向に設定しており、モアレ縞に起因して微分位相画像に表れるムラもまた、第１の吸収型格子３１の周期方向と交差する方向に生じることとなる。そして、モアレ縞の周期方向、つまりは、第１の吸収型格子３１の周期方向と交差する方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いることによって、位相情報に影響を及ぼすことなくムラを除去ないし低減することができる。
【０１０８】
また、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に幾何学的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システムでは、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。
【０１０９】
なお、上述したＸ線撮影システム１０では、周波数空間において、微分位相画像の空間周波数スペクトルに対して周波数フィルタを適用し、微分位相画像に表れるムラを除去又は低減するものとして説明したが、この周波数フィルタに対応するコンボリューションフィルタを用いて、実空間において、微分位相画像に表れるムラを除去又は低減するようにしてもよい。
【０１１０】
また、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縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、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縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、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。
【０１１１】
また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される放射線画像から微分位相画像を作成するようにしてもよい。この微分位相画像は、検出系の位相ムラを反映している（モアレによる位相ズレ、グリッドの不均一性、等が含まれている）。そして、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される放射線画像から微分位相画像を作成し、これからプレ撮影で得られた微分位相画像を引くことで、検出系の位相ムラを補正した微分位相画像を得ることが出来る。
【０１１２】
図１２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。
【０１１３】
図１２に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。
【０１１４】
Ｘ線源収納部８２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台８３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板８４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台８３との間で乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したＸ線撮影が行われる。
【０１１５】
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。
【０１１６】
図１３は、図１２の放射線撮影システムの変形例を示す。
【０１１７】
図１３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。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、走査機構３３により構成されている。
【０１１８】
このように、被検体（乳房）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１の投影像（Ｇ１像）が被検体Ｂにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Ｂに起因して変調されたモアレ縞をＦＰＤ３０により検出することができる。すなわち、本マンモグラフィ装置９０でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。
【０１１９】
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。
【０１２０】
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。
【０１２１】
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。
【０１２２】
前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。
【０１２３】
マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（第３の吸収型格子）であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。
【０１２４】
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（１９）を満たすように設定する必要がある。
【数１９】
2014113168.tif 000021
【０１２５】
上記式（１９）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。
【０１２６】
また、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（２０）及び（２１）の関係を満たすように決定される。
【０１２７】
【数２０】
2014113168.tif 000022
【０１２８】
【数２１】
2014113168.tif 000023
【０１２９】
このように、本Ｘ線撮影システムでは、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット１０３は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。
【０１３０】
図１５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。
【０１３１】
上述のＸ線撮影システム１０の第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの周期配列方向が直線状（すなわち、格子面が平面状）となるように構成されているが、これに代えて、図１５に示すように、格子面を曲面状に凹面化した第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１を用いることもできる。この場合に、検出面が円筒面状のＦＰＤ１１２を用いることが好ましく、ＦＰＤ１１２の検出面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りｙ方向に延びる直線を中心軸とする円筒面状とする。
【０１３２】
第１の吸収型格子１１０は、Ｘ線透過性でかつ湾曲した基板１１０ａの表面に、複数のＸ線遮蔽部１１０ｂが所定のピッチｐ１で周期的に配列されている。各Ｘ線遮蔽部１１０ｂは、ｙ方向に直線状に延伸しており、第１の吸収型格子１１０の格子面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部１１０ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。同様に、第２の吸収型格子１１１は、Ｘ線透過性でかつ湾曲した基板１１１ａの表面に、複数のＸ線遮蔽部１１１ｂが所定のピッチｐ２で周期的に配列されている。各Ｘ線遮蔽部１１１ｂは、ｙ方向に直線状に延伸しており、第２の吸収型格子１１１の格子面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部１１１ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。
【０１３３】
Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子１１０までの距離をＬ１、第１の吸収型格子１１０から第２の吸収型格子１１１までの距離をＬ２とした場合に、第１の吸収型格子１１０の格子ピッチｐ１及び第２の吸収型格子１１１の格子ピッチｐ２は、上記式（１）の関係を満たすように決定され、第１の吸収型格子１１０のスリット部の開口幅ｄ１と第２の吸収型格子１１１のスリット部の開口幅ｄ２は、上記式（２）の関係を満たすように決定される。
【０１３４】
第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１の格子面を円筒面状とすることにより、Ｘ線焦点１８ｂから照射されるＸ線は、被検体Ｈが存在しない場合、すべて格子面に垂直に入射することになるため、Ｘ線遮蔽部１１０ｂの厚みｈ１とＸ線遮蔽部１１１ｂの厚みｈ２との上限の制約が緩和され、上記式（７）及び（８）を考慮する必要がなくなる。
【０１３５】
上記の第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１を用いたＸ線撮影システムでは、第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１のいずれか一方を、Ｘ線焦点１８ｂを中心として、格子面（円筒面）に沿った方向に移動させることにより上述の縞走査を行い、屈折角φを演算し、この屈折角φに基づいて位相シフト分布Φを得ることができる。
【０１３６】
前述の各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。
【０１３７】
以上、説明したように、本明細書には、下記（１）から（８）の放射線撮影システム、及び下記（９）の放射線撮影方法が開示されている。
【０１３８】
（１）  第１の格子と、前記第１の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成される放射線像をマスキングする第２の格子と、前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器によって取得された放射線画像に基づいて、前記被写体の微分位相画像を生成する演算処理部と、を備え、前記第１の格子及び前記第２の格子は、前記第１の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせる相対位置関係に配置されており、前記演算処理部は、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減するフィルタリング処理を行う放射線撮影システム。
（２）  上記（１）の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、周波数空間において前記フィルタリング処理を行う放射線撮影システム。
（３）  上記（２）の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、フーリエ変換を用いて前記微分位相画像の空間周波数スペクトルを取得し、周波数フィルタを用いて前記空間周波数スペクトルから前記ムラに対応する周波数成分を除去又は低減する放射線撮影システム。
（４）  上記（１）のの放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、実空間において前記フィルタリング処理を行う放射線撮影システム。
（５）  上記（４）の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、コンボリューションフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減する放射線撮影システム。
（６）  上記（１）から（５）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記モアレ縞の周期方向は、前記第１の格子の周期方向と略直交している放射線撮影システム。
（７）  上記（１）から（６）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記第１の格子及び前記第２の格子は、互いに周期方向が９０°未満の角度で交差するように配置されている放射線撮影システム。
（８）  上記（７）の放射線撮影システムであって、前記第１の格子及び前記第２の格子は、両格子を通過する放射線の光軸まわりに相対回転可能である放射線撮影システム。
（９）  第１の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成され、第２の格子によってマスキングされた放射線像を検出して前記被写体の微分位相画像を生成する放射線撮影方法であって、前記第１の格子及び前記第２の格子の相対位置関係を調整し、前記第１の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせ、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記位相微分画像のムラを除去又は低減する放射線撮影方法。
【符号の説明】
【０１３９】
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
３３   走査機構
４０   画素
４１   受像部
４３   読み出し回路
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１０】
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