(57)【要約】【課題】タルボ距離の変化による被検体部分の画質劣化を防止することを可能とする。【解決手段】システム制御部１８は、第１のエネルギスペクトル決定部、被検体透過率決定部、第２のエネルギスペクトル決定部、タルボ距離算出部を有する。第１のエネルギスペクトル決定部は、Ｘ線源１１の管電圧の設定値に基づき、被検体Ｈに入射前のＸ線の第１のエネルギスペクトルを決定する。被検体透過率決定部は、被検体Ｈの種別に基づき、Ｘ線の被検体Ｈの透過率を決定する。第２のエネルギスペクトル決定部は、第１のエネルギスペクトルに透過率を掛け合わせることにより第２のネルギスペクトルを決定する。タルボ距離算出部は、第２のネルギスペクトルの中心エネルギに対応する中心波長を求め、タルボ距離を算出する。システム制御部１８は、第１及び第２の位置調整部２４，２５を制御し、第１及び第２の格子２１，２２の間の距離を該タルボ距離に設定する。【選択図】図１
2014138626.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
前記第１の格子に対向配置され、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
前記第１及び第２の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、
前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
前記放射線源と前記第１の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第１の格子と前記第２の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定する制御部と、
を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
【請求項２】
前記制御部は、前記放射線源から放射される放射線の特性に関連する第１のパラメータと、被検体の種別を表す第２のパラメータとにより決定されるタルボ距離に基づいて前記位置調整部を制御することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。
【請求項３】
前記第１のパラメータは、前記放射線源の管電圧の設定値であることを特徴とする請求項２に記載の放射線撮影装置。
【請求項４】
前記制御部は、前記第１のパラメータに基づき、被検体に入射する前の放射線の第１のエネルギスペクトルを決定する第１のエネルギスペクトル決定部と、
前記第２のパラメータに基づき、放射線の被検体の透過率を決定する被検体透過率決定部と、
前記第１のエネルギスペクトルに前記透過率を掛け合わせることにより第２のネルギスペクトルを決定する第２のエネルギスペクトル決定部と、
前記第２のネルギスペクトルの中心エネルギに対応する中心波長を算出し、この中心波長からタルボ距離を算出するタルボ距離算出部と、
を備えることを特徴とする請求項２または３に記載の放射線撮影装置。
【請求項５】
前記被検体透過率決定部は、被検体に対応する線減弱係数と、被検体の厚みとに基づいて前記透過率を決定することを特徴とする請求項４に記載の放射線撮影装置。
【請求項６】
前記放射線源から放射される放射線はコーンビーム状であり、
前記位置調整部は、前記第１の格子の位置を調整する第１の位置調整部と、前記第２の格子の位置を調整する第２の位置調整部とからなり、
前記制御部は、前記第１及び第２の位置調整部を制御することにより、前記放射線源と前記第１の格子との間の距離と、前記第１の格子と前記第２の格子との間の距離とをそれぞれ設定することを特徴とする請求項１から５いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【請求項７】
前記位相微分画像を、前記第１及び第２の格子の格子線に直交する方向に沿って積分処理することにより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部を備えること特徴とする請求項１から６いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【請求項８】
前記第１の格子に対する前記第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、
前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成し、
前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成することを特徴とする請求項１から７いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【請求項９】
前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備えることを特徴とする請求項１から８いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【請求項１０】
放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
前記第１の格子に対向配置され、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
前記第１及び第２の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、
前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
を備えた放射線撮影装置の制御方法において、
前記放射線源と前記第１の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第１の格子と前記第２の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定することを特徴とする制御方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、格子を用いて位相イメージングを行う放射線撮影装置及びその制御方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線、例えば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、被検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線撮影装置では、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線を検出するＸ線画像検出器との間に被検体を配置して、被検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Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性（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線画像検出器の画素に入射する。この結果、被検体のＸ線吸収像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）が広く用いられている。
【０００４】
しかし、Ｘ線吸収能は原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収像に十分な濃淡（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線吸収能の差が小さいため、コントラストが得られにくい。
【０００５】
近年、被検体のＸ線吸収能の違いによるＸ線の強度変化に代えて、被検体の屈折率の違いによるＸ線の位相変化に基づいた位相コントラスト画像を得るＸ線位相イメージングの開発が進められている。この位相変化に基づいたＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を取得することができる。
【０００６】
このようなＸ線位相イメージングを可能とするＸ線撮影装置として、Ｘ線源とＸ線画像検出器との間に、第１及び第２の格子を所定の間隔で平行に配置し、第１の格子によるタルボ効果によって第２の格子の位置に自己像を形成し、この自己像を第２の格子により部分的に遮蔽してＸ線画像検出器で検出することにより生成された画像データに基づいて位相コントラスト画像を取得するＸ線撮影装置が提案されている（例えば、特許文献１，２参照）。
【０００７】
上記自己像は、第１の格子の位置から下流に所定の距離だけ離れた位置に形成され、この距離はタルボ距離と呼ばれている。タルボ効果を利用したＸ線撮影装置では、第１の格子と第２の格子との間隔をタルボ距離に設定する必要がある。このタルボ距離は、Ｘ線源から放射されるＸ線の波長に依存する。第１の格子と第２の格子との間隔がタルボ距離からずれると画質の低下を招くため、特許文献２では、Ｘ線源の管電圧に応じて、第１及び第２の格子の位置調整を行うことが提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００８−２００３６１号公報
【特許文献２】再表２００８／１０２５９８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、タルボ距離は、第１の格子に入射するＸ線の波長によって決まるため、Ｘ線源と第１の格子との間に被検体を配置した場合には、被検体での相互作用（吸収や散乱）によって被検体透過後のＸ線の波長が変化し、被検体に対応する部分でタルボ距離が変化することにより、肝心な被検体部分の画質が劣化するといった問題がある。
【００１０】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、タルボ効果を利用した放射線撮影装置において、タルボ距離の変化による被検体部分の画質劣化を防止することを可能とする放射線撮影装置及びその制御方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の格子に対向配置され、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、前記第１及び第２の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、前記放射線源と前記第１の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第１の格子と前記第２の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定する制御部と、を備えることを特徴とする。
【００１２】
前記制御部は、前記放射線源から放射される放射線の特性に関連する第１のパラメータと、被検体の種別を表す第２のパラメータとにより決定されるタルボ距離に基づいて前記位置調整部を制御する。前記第１のパラメータは、前記放射線源の管電圧の設定値である。
【００１３】
前記制御部は、前記第１のパラメータに基づき、被検体に入射する前の放射線の第１のエネルギスペクトルを決定する第１のエネルギスペクトル決定部と、前記第２のパラメータに基づき、放射線の被検体の透過率を決定する被検体透過率決定部と、前記第１のエネルギスペクトルに前記透過率を掛け合わせることにより第２のネルギスペクトルを決定する第２のエネルギスペクトル決定部と、前記第２のネルギスペクトルの中心エネルギに対応する中心波長を算出し、この中心波長からタルボ距離を算出するタルボ距離算出部と、を備える。
【００１４】
前記被検体透過率決定部は、被検体に対応する線減弱係数と、被検体の厚みとに基づいて前記透過率を決定する。
【００１５】
前記放射線源から放射される放射線はコーンビーム状であり、前記位置調整部は、前記第１の格子の位置を調整する第１の位置調整部と、前記第２の格子の位置を調整する第２の位置調整部とからなり、前記制御部は、前記第１及び第２の位置調整部を制御することにより、前記放射線源と前記第１の格子との間の距離と、前記第１の格子と前記第２の格子との間の距離とをそれぞれ設定する。
【００１６】
本発明の放射線撮影装置は、前記位相微分画像を、前記第１及び第２の格子の格子線に直交する方向に沿って積分処理することにより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部を備える。
【００１７】
前記第１の格子に対する前記第２の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成し、前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。
【００１８】
本発明の放射線撮影装置は、前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備える。
【００１９】
本発明の放射線撮影装置の制御方法は、放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の格子に対向配置され、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、前記第１及び第２の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えた放射線撮影装置の制御方法において、前記放射線源と前記第１の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第１の格子と前記第２の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定する。
【発明の効果】
【００２０】
本発明によれば、放射線源と第１の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて位置調整部を制御して、第１の格子と第２の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定するので、被検体部分の画質劣化を防止することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】Ｘ線撮影装置の構成を示すブロック図である。
【図２】Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。
【図３】第１及び第２の格子の構成を示す概略側面図である。
【図４】第２の格子の並進移動を説明する図である。
【図５】強度変調信号を例示するグラフである。
【図６】システム制御部の構成を示すブロック図である。
【図７】第１及び第２のエネルギスペクトルを例示するグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
（第１の実施形態）
図１において、Ｘ線撮影装置１０は、Ｘ線源１１、撮影部１２、メモリ１３、画像処理部１４、画像記録部１５、撮影制御部１６、コンソール１７、及びシステム制御部１８を備えている。Ｘ線源１１は、例えば、回転陽極型のＸ線管と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータとを有し、被検体Ｈに向けてＸ線を放射する。
【００２３】
撮影部１２は、Ｘ線画像検出器２０と、第１及び第２の格子２１，２２とからなる。第１及び第２の格子２１，２２は、吸収型格子であり、Ｘ線照射方向であるｚ方向に関してＸ線源１１に対向配置されている。Ｘ線源１１と第１の格子２１との間には、被検体Ｈが配置可能な間隔が設けられている。Ｘ線画像検出器２０は、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２の格子２２の背後に、検出面２０ａがｚ方向に直交するように配置されている。
【００２４】
第１の格子２１は、ｚ方向に直交する格子面内の一方向であるｙ方向に延伸された複数のＸ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、ｚ方向及びｙ方向に直交するｘ方向に沿って交互に配列されており、縞状のパターンを形成している。第２の格子２２は、第１の格子２１と同様にｙ方向に延伸され、かつｘ方向に沿って交互に配列された複数のＸ線吸収部２２ａ及びＸ線透過部２２ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ，２２ａは、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等のＸ線吸収性を有する金属からなる。Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂは、シリコン（Ｓｉ）や樹脂等のＸ線透過性を有する材料からなる。
【００２５】
Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、第１の格子２１を通過するＸ線にタルボ効果を発生させうるだけの空間干渉性を有する。第１の格子２１は、Ｘ線源１１から放射されたＸ線を部分的に通過させ、タルボ効果によりタルボ距離だけ離れた位置に自己像（第１の周期パターン像）を生成する。第２の格子２２は、第１の格子２１により生成された第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）を部分的に透過させて第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）を生成する。Ｇ１像は、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。
【００２６】
Ｘ線画像検出器２０は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。メモリ１３は、Ｘ線画像検出器２０から読み出された画像データを一時的に記憶する。画像処理部１４は、位相微分画像生成部１４ａと位相コントラスト画像生成部１４ｂとにより構成されている。位相微分画像生成部１４ａは、メモリ１３に記憶された画像データに基づいて位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部１４ｂは、位相微分画像に基づいて位相コントラスト画像を生成する。画像記録部１５は、位相微分画像や位相コントラスト画像を記録する。撮影制御部１６は、Ｘ線源１１及び撮影部１２の制御を行う。
【００２７】
撮影部１２には、第２の格子２２をｘ方向に並進移動させ、第１の格子２１に対する第２の格子２２の相対位置を変更する走査機構２３が設けられている。走査機構２３は、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。走査機構２３は、後述する縞走査の際に、撮影制御部１６の制御に基づいて駆動される。詳しくは後述するが、メモリ１３には、縞走査の各走査位置でＸ線画像検出器２０により撮影される画像データがそれぞれ記憶される。
【００２８】
また、撮影部１２には、第１の格子２１のｚ方向に関する位置を調整する第１の位置調整部２４と、第２の格子２２のｚ方向に関する位置を調整する第２の位置調整部２５とが設けられている。
【００２９】
コンソール１７は、撮影条件（管電圧、被検体Ｈの種別等）の設定や撮影実行指示等の操作を可能とする操作部１７ａと、撮影情報や、位相微分画像、位相コントラスト画像等の表示を行うモニタ１７ｂを備えている。システム制御部１８は、操作部１７ａから入力される信号に応じて各部を統括的に制御する。
【００３０】
図２において、Ｘ線画像検出器２０は、入射Ｘ線によりアモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等の半導体膜に生じた電荷を収集する画素電極３１と、画素電極３１によって収集された電荷を読み出すためのＴＦＴ（Thin Film Transistor）３２とを備えた画素３０が２次元状に多数配列されたものである。また、Ｘ線画像検出器２０は、画素３０の行ごとに設けられたゲート走査線３３と、各ゲート走査線３３にＴＦＴ３２をオンオフするための走査信号を付与する走査回路３４と、画素３０の列ごとに設けられた信号線３５と、信号線３５を介して画素３０から電荷を読み出し、画像データに変換して出力する読み出し回路３６とから構成されている。なお、各画素３０の詳細な層構成については、特開２００２−２６３００号公報に記載されている層構成と同様である。
【００３１】
読み出し回路３６は、積分アンプ、Ａ／Ｄ変換器、補正回路（いずれも図示せず）等により構成されている。積分アンプは、各画素３０から信号線３５を介して出力された電荷を積分して画像信号を生成する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより生成された画像信号を、デジタル形式の画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ１３に入力する。
【００３２】
Ｘ線画像検出器２０は、入射Ｘ線を電荷に直接変換する直接変換型に限られず、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）やガドリウムオキシサルファイド（ＧＯＳ）等のシンチレータで入射Ｘ線を可視光に変換し、可視光をフォトダイオードで電荷に変換する間接変換型であってもよい。さらに、ＴＦＴに代えて、ＣＭＯＳセンサ等を用いることも可能である。
【００３３】
図３において、Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、Ｘ線焦点１１ａを発光点としたコーンビームである。第１の格子２１によりＧ１像は、第１の格子２１から下流にタルボ距離Ｚｍだけ離れた位置に生じる。第１の格子２１の格子ピッチｐ１、第２の格子２２の格子ピッチｐ２、第１の格子２１に入射するＸ線の波長λ、正の整数ｍを用いて、タルボ距離Ｚｍは、下式（１）で表される。
【００３４】
【数１】
2014138626.tif 000003
【００３５】
Ｇ１像は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大される。Ｇ１像が第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致するには、Ｘ線焦点１１ａと第１の格子２１との間の距離をＬ１、第１の格子２１と第２の格子２２との間の距離をＬ２として、第１の格子２１の格子ピッチｐ１、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、下式（２）をほぼ満たす必要がある。
【００３６】
【数２】
2014138626.tif 000004
【００３７】
本実施形態では、ｍ＝１とし、上式（１）に基づき、Ｌ２＝Ｚ１を満たすように距離Ｌ２を設定するとともに、上式（２）に基づいて距離Ｌ１を設定する。距離Ｌ１，Ｌ２の設定は、前述の第１及び第２の位置調整部２４，２５により行われる。
【００３８】
Ｘ線源１１から照射されたＸ線は、被検体Ｈを透過する際に被検体Ｈにより位相シフトが生じるので、第１の格子２１に入射するＸ線の波面が歪み、これに応じてＧ１像が変形する。Ｇ２像にはモアレ縞が生じるが、このモアレ縞は被検体Ｈにより変調を受けている。この変調量は、被検体Ｈにより屈折したＸ線の屈折角に比例している。したがって、Ｇ２像をＸ線画像検出器２０で検出し、Ｘ線画像検出器２０により生成された画像データを解析することにより、被検体Ｈの位相情報を取得することができる。
【００３９】
本実施形態では、被検体Ｈの位相情報を取得するために縞走査法を用いる。縞走査法では、第１及び第２の格子２１，２２の一方を他方に対して相対的にｘ方向に並進移動（走査）させながら、所定の複数の走査位置でＧ２像の撮影を行う。本実施形態では、第１の格子２１を固設し、走査機構２３により第２の格子２２をｘ方向に移動させる。Ｇ２像に生じるモアレ縞は、第２の格子２２の移動に伴って移動しｘ方向への移動距離が第２の格子２２の格子周期（格子ピッチｐ２）に達すると元の位置に戻る。
【００４０】
図４は、配列ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した値（ｐ２／Ｍ）を走査ピッチとし、この走査ピッチごとに第２の格子２２を並進移動させる様子を模式的に示している。走査機構２３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の格子２２を順に移動させる。
【００４１】
ｋ＝０の位置では、主として、Ｘ線源１１から放射され被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の格子２２を通過する。ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子２２を移動させていくと、第２の格子２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されなかった成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折された成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、第２の格子２２を通過するＸ線は、ほぼ被検体Ｈにより屈折された成分のみとなる。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、第２の格子２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折された成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されなかった成分が増加する。
【００４２】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各走査位置で、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像の撮影を行うと、Ｘ線画像検出器２０により生成されたＭ枚の画像データがメモリ１３に記憶される。
【００４３】
各画素３０について得られるＭ個の画素値は、図５に例示するように、走査位置ｋに対して周期的に変化する。これを強度変調信号と呼ぶ。同図中の破線は、被検体Ｈを配置しない状態で得られる強度変調信号を例示している。これに対して、実線は、被検体Ｈを配置した状態で、被検体Ｈの影響により位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が生じた強度変調信号を例示している。ここで、ｘ，ｙは、画素３０の座標を示している。
【００４４】
次に、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出原理について説明する。走査位置ｋに対する画素値Ｐｋ（ｘ，ｙ）の変化を表す強度変調信号は、一般に下式（３）で表される。
【００４５】
【数３】
2014138626.tif 000005
【００４６】
ここで、Ａ０は入射Ｘ線の強度に対応し、Ａｎは強度変調信号の振幅に対応する値である。ｎは正の整数、iは虚数単位である。
【００４７】
格子ピッチｐ２を等分割し、走査ピッチを一定とした場合には、下式（４）が成立する。この関係式を適用すると、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、下式（５）で表される。
【００４８】
【数４】
2014138626.tif 000006
【数５】
2014138626.tif 000007
【００４９】
さらに、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、三角関数を用いて下式（６）のように表される。以下、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を位相微分値ψ（ｘ，ｙ）と称する。
【００５０】
【数６】
2014138626.tif 000008
【００５１】
位相微分画像生成部１４ａは、縞走査により取得されメモリ１３に記憶されたＭ枚分の画像データに基づき、上式（９）を用いて演算を行うことにより位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部１４ｂは、位相微分画像生成部１４ａにより生成された位相微分画像をｘ方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する。
【００５２】
システム制御部１８は、ＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭ等からなり、図６に示すように、第１のエネルギスペクトル決定部４０、被検体透過率決定部４１、第２のエネルギスペクトル決定部４２、タルボ距離算出部４３を構成している。
【００５３】
第１のエネルギスペクトル決定部４０は、操作部１７ａにより入力される管電圧の設定値（第１のパラメータ）に基づき、Ｘ線源１１から放射され、かつ被検体Ｈに入射する前のＸ線の第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）を、図７に示すように決定する。このエネルギスペクトルの決定は、予め記憶された複数のエネルギスペクトルから管電圧の設定値に最も近いものを選択することや、エネルギスペクトルの理論式に基づいて算出を行うことにより行われる。図７は、Ｘ線源１１から放射される連続Ｘ線のエネルギスペクトルを示している。
【００５４】
被検体透過率決定部４１は、操作部１７ａにより入力される被検体Ｈの種別（第２のパラメータ）に基づき、下式（７）を用いてＸ線の被検体Ｈの透過率Ｔｔ（Ｅ）を決定する。
【００５５】
【数７】
2014138626.tif 000009
【００５６】
ここで、μ（Ｅ）は、Ｘ線が被検体Ｈと相互作用（吸収、散乱）することによる減弱度を表す線減弱係数であり、Ｘ線のエネルギＥに依存する。ｔは、Ｘ線の透過方向（ｚ方向）に関する被検体Ｈの厚みを表す。被検体透過率決定部４１は、被検体Ｈの種別に応じた線減弱係数μ（Ｅ）と厚みｔを保持しており、これらを上式（７）に適用することにより透過率Ｔｔ（Ｅ）を求める。
【００５７】
第２のエネルギスペクトル決定部４２は、下式（８）で示すように、第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）に透過率Ｔｔ（Ｅ）を掛け合わせることにより、第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）を生成する。
【００５８】
【数８】
2014138626.tif 000010
【００５９】
Ｘ線はエネルギＥが小さいほど被検体Ｈに吸収されやすい（線減弱係数μ（Ｅ）はエネルギＥが小さいほど大きい）という特性を有するため、図７に示すように、第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）の中心エネルギＥｃ２は、第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）の中心エネルギＥｃ１より高エネルギ側にシフトする。
【００６０】
タルボ距離算出部４３は、第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）から中心エネルギＥｃ２を求め、Ｅ＝ｈｃ／λの関係から中心エネルギＥｃ２に対応する中心波長λ０を算出し、この波長λを上式（１）に代入することにより、タルボ距離Ｚ１を算出する。ここで、ｈはプランク定数、ｃは光速である。
【００６１】
システム制御部１８は、タルボ距離算出部４３により算出されたタルボ距離Ｚ１を用い、Ｌ２＝Ｚ１を満たすとともに、上式（２）を満たすように、第１及び第２の位置調整部２４，２５を制御して距離Ｌ１，Ｌ２を設定する。
【００６２】
次に、以上のように構成されたＸ線撮影装置１０の作用を説明する。まず、技師により、操作部１７ａからＸ線源１１の管電圧と被検体Ｈの種別が入力される。本実施形態では、被検体Ｈの種別として、身体の部位（指または膝）と、大人と子供の分類とを用いる。管電圧が入力されると、第１のエネルギスペクトル決定部４０により、入力された管電圧に応じた第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）が決定される。また、被検体Ｈの種別が入力されると、被検体透過率決定部４１により、入力された被検体Ｈの種別に対応した線減弱係数μ（Ｅ）と厚みｔとが決定され、上式（７）を用いてＸ線の被検体Ｈの透過率Ｔｔ（Ｅ）が決定される。
【００６３】
第１のエネルギスペクトルＩ１（Ｅ）と透過率Ｔｔ（Ｅ）が決定されると、次に、第２のエネルギスペクトル決定部４２により、上式（８）を用いて第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）が決定される。そして、タルボ距離算出部４３により、第２のエネルギスペクトルＩ２（Ｅ）の中心エネルギＥｃ２に対応する中心波長λ０が求められ、上式（１）を用いて、タルボ距離Ｚ１が算出される。
【００６４】
管電圧及び被検体Ｈの種別に対応する中心エネルギＥｃ２及び中心波長λ０は、例えば、下表１のように取得される。下表１は、被検体Ｈの成分を水、子供の指の厚みを１５ｍｍ、大人の指の厚みを２０ｍｍ、子供の膝の厚みを６０ｍｍ、大人の膝の厚みを１００ｍｍと仮定し、水に対する線減弱係数μ（Ｅ）を用いて算出した値を示している。
【００６５】
【表１】
2014138626.tif 000011
【００６６】
タルボ距離Ｚ１が算出されると、システム制御部１８は、第１及び第２の位置調整部２４，２５を制御し、Ｌ２＝Ｚ１を満たすとともに、上式（２）を満たすように、第１及び第２の格子２１，２２の位置を調整する。この調整が終了すると、システム制御部１８は、撮影準備が完了した旨をモニタ１７ｂに表示させる。
【００６７】
次いで、操作部１７ａから撮影指示が入力されると、走査機構２３により第２の格子２２が所定の走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ並進移動されながら、各走査位置ｋにおいて、Ｘ線源１１によるＸ線照射及びＸ線画像検出器２０によるＧ２像の検出が行われる。この結果、Ｍ枚の画像データが生成され、メモリ１３に格納される。
【００６８】
この後、画像処理部１４によりメモリ１３に格納されたＭ枚の画像データが読み出される。画像処理部１４内では、位相微分画像生成部１４ａにより位相微分画像が生成され、位相コントラスト画像生成部１４ｂにより位相コントラスト画像が生成される。この位相コントラスト画像及び位相微分画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７に入力され、モニタ１７ｂに表示される。
【００６９】
なお、上記第１の実施形態では、第１のエネルギスペクトル決定部４０、被検体透過率決定部４１、第２のエネルギスペクトル決定部４２、タルボ距離算出部４３により、被検体Ｈを透過した後のＸ線の中心波長λ０を求めているが、これに代えて、表１に示したようなルックアップテーブル（ＬＵＴ）を予め用意しておき、このＬＵＴを参照することにより、中心波長λ０を求めてもよい。
【００７０】
また、上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１の管電圧を第１のパラメータ、被検体Ｈの種別を第２のパラメータとして被検体Ｈを透過した後のＸ線の中心波長λ０を決定しているが、第１のパラメータは、Ｘ線源１１から放射されるＸ線の特性を表すものであれよく、管電圧に限られない。第１のパラメータとして、管電流、陽極ターゲットの種類や、これらの組み合わせを用いてもよい。
【００７１】
また、上記第１の実施形態では、距離Ｌ１，Ｌ２を設定するために、第１及び第２の格子２１，２２の位置を調整しているが、これに代えて、第１及び第２の格子２１，２２のいずれか一方とＸ線源１１との位置を調整するようにしてもよい。また、第２の格子２２とともに、Ｘ線画像検出器２０を移動させてもよい。
【００７２】
また、上記第１の実施形態では、強度変調信号の位相ズレ量を位相微分値としているが、これを定数倍したものを位相微分値としてもよい。
【００７３】
また、上記第１の実施形態では、位相微分画像の生成を行っているが、これに加えて、吸収画像や小角散乱画像を生成してもよい。吸収画像は、図５に例示した強度変調信号の平均値を求めることにより生成される。小角散乱画像は、強度変調信号の振幅を求めることにより生成される。
【００７４】
また、上記第１の実施形態では、第１の格子２１を吸収型格子としているが、第１の格子２１をＸ線に位相変調を与える位相型格子としてもよい。第１の格子２１がπ／２の位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（９）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００７５】
【数９】
2014138626.tif 000012
【００７６】
また、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１０）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００７７】
【数１０】
2014138626.tif 000013
【００７８】
（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１から射出されるＸ線をコーンビームとしているが、第２の実施形態のＸ線撮影装置では、平行ビームを射出するＸ線源を用い、上式（２）に代えて、ｐ２＝ｐ１をほぼ満たすように第１及び第２の格子２１，２２を構成する。このように、平行ビームを射出するＸ線源を用いると、距離Ｌ１と距離Ｌ２との関係は、上式（２）に拘束されないため、第１及び第２の位置調整部２４，２５のいずれか一方のみを設けるようにしてもよい。
【００７９】
Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームであり、第１の格子２１が吸収型格子である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１１）で表される。ここで、ｍは正の整数である。
【００８０】
【数１１】
2014138626.tif 000014
【００８１】
また、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームであり、第１の格子２１がπ／２の位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１２）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００８２】
【数１２】
2014138626.tif 000015
【００８３】
そして、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームであり、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（１３）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００８４】
【数１３】
2014138626.tif 000016
【００８５】
（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、第２の実施形態のＸ線撮影装置では、Ｘ線源１１の射出側直後に、ＷＯ２００６／１３１２３５号公報等に記されたマルチスリット（線源格子）を設け、焦点を分散化する。これより、Ｇ２像の光量が向上し、位相微分画像の算出精度の向上や、撮影時間の短縮が可能となる。マルチスリットのピッチｐ０は、下式（１４）を満たす必要がある。本実施形態では、距離Ｌ１は、マルチスリットから第１の格子２１までの距離である。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。
【００８６】
【数１４】
2014138626.tif 000017
【００８７】
（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２を相対移動させながら撮影を行うことによって得られた複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成しているが、第１及び第２の格子２１，２２を固定したまま一度の撮影で得られた単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成することも可能である。
【００８８】
本実施形態のＸ線撮影装置は、ＷＯ２０１０／０５０４８３号公報に記載されたフーリエ変換法により位相微分画像を生成する。具体的には、位相微分画像生成部は、Ｘ線画像検出器２０により得られた単一の画像データに対してフーリエ変換を行うことによってフーリエスペクトルを取得し、このフーリエスペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトルを分離し、さらに逆フーリエ変換を行なうことにより位相微分画像を生成する。本実施形態では、走査機構２３が不要となる。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。
【００８９】
本発明は、医療診断用の放射線撮影装置に限定されず、工業用等のその他の放射線撮影装置に適用することが可能である。また、放射線はＸ線に限られず、ガンマ線等を用いることも可能である。
【符号の説明】
【００９０】
１０  Ｘ線撮影装置
２０  Ｘ線画像検出器
２１  第１の格子
２１ａ  Ｘ線吸収部
２１ｂ  Ｘ線透過部
２２  第２の格子
２２ａ  Ｘ線吸収部
２２ｂ  Ｘ線透過部
３０  画素
３１  画素電極
３３  ゲート走査線
３５  信号線
【図１】
2014138626.tif 000018
【図２】
2014138626.tif 000019
【図３】
2014138626.tif 000020
【図４】
2014138626.tif 000021
【図５】
2014138626.tif 000022
【図６】
2014138626.tif 000023
【図７】
2014138626.tif 000024