(57)【要約】【課題】小格子の傾斜に依らず一様な画質の位相コントラスト画像を得る。【解決手段】第１の吸収型格子２１は、Ｘ線焦点１１ａを通る仮想線Ｃを中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子２１ａ〜２１ｅからなる。第２の吸収型格子２２は、上記円筒面と同軸で、かつ上記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子２２ａ〜２２ｅからなる。走査機構２３は、第２の吸収型格子２２を、仮想線Ｃと直交するｙ方向に走査する。この走査方向に対する小格子２２ａ〜２２ｅの傾斜角度に対応した走査ピッチの補正を、小格子２２ａ〜２２ｅに対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶部２５を設ける。位相微分像生成部２４は、セグメントごとに補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する。【選択図】図１
2011206161.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を放射する放射線源と、
前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第１の格子と、
前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第２の格子と、
前記第１の格子に対して前記第２の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、
前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第１の格子及び前記第２の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、
前記一方向に対する前記第２の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、
前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、
前記位相微分像を積分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手段と、
を備えたことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項２】
前記補正量は、前記傾斜角度をθとした場合にｃｏｓθと表され、前記位相微分像生成手段は、走査ピッチにｃｏｓθを乗ずることにより、走査ピッチを補正することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影システム。
【請求項３】
前記第１の格子の各小格子は、吸収型格子であり、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第２の格子の小格子に投影することを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮影システム。
【請求項４】
前記第１の格子の各小格子は、位相型格子であり、タルボ干渉効果により、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第２の格子の小格子に射影することを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮影システム。
【請求項５】
放射線を放射する放射線源と、
前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である格子と、
放射線変換層で変換された電荷を収集する電荷収集電極を画素ごとに備え、各電荷収集電極が、前記仮想線と直交する方向に、互いに位相が異なるように配列された複数の線状電極群からなる放射線画像検出器と、
前記仮想線と直交する方向に対する前記格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、
前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、前記各線状電極群により得られる画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、
前記位相微分像を積分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手段と、
を備えたことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項６】
放射線を放射する放射線源と、
前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第１の格子と、
前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第２の格子と、
前記第１の格子に対して前記第２の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、
前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第１の格子及び前記第２の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、を備えた放射線撮影システムに用いられる画像生成方法であって、
前記一方向に対する前記第２の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶しておき、
前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成し、
前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成することを特徴とする画像生成方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線等の放射線により被検体の撮影を行う放射線撮影システム及びその画像生成方法に関し、特に、２枚の格子を用いて位相イメージングを行う放射線撮影システム及びその画像生成方法に関する。
【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線撮影システムでは、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線画像検出器の各画素に入射する。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】
ただし、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線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。
【０００５】
このような問題を背景に、近年、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体による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、２枚の透過型回折格子と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、被検体の背後に第１の回折格子を配置し、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（縞画像）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検体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。
【０００７】
Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子との重ね合わせにより強度変調された縞画像の被検体による変化（位相ズレ）から被検体の位相コントラスト画像を取得する。この縞走査法とは、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（走査）させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の画素データの上記走査に対する強度変化の位相のズレ量（被検体Ｈがある場合とない場合とでの位相のズレ量）から位相微分像（被検体で屈折したＸ線の角度分布に対応）を取得する方法であり、この位相微分像を、上記の縞走査方向に沿って積分することにより被検体の位相コントラスト画像が得られる。なお、画素データは、上記走査に対して周期的に強度が変調されるため、上記走査に対する画素データのセットを、以下、「強度変調信号」と称する。
【０００８】
Ｘ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムでは、通常、Ｘ線を焦点からコーンビーム状に放射するＸ線源が用いられる。このため、画質を劣化させずに、広視野を確保するためには、第１及び第２の回折格子は、Ｘ線焦点を通る線を中心軸とした凹面状（円筒面状）に配置することが望ましい。しかし、このような大型の凹面状の格子を一体的に作成することは容易ではないため、特許文献１に開示されているように、複数の小格子を凹面状に配置することが考えられる。また、特許文献１には、上記走査を行うために、各小格子ごとに設けた駆動装置により小格子を個別に移動させることと、共通の駆動装置で格子全体を移動させることが記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】国際公開第２００４／０５８０７０号
【特許文献２】特開２００７−２０３０６１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
特許文献１に記載されているように、凹面状の格子を複数の小格子で形成した場合、各小格子に駆動装置を設けると、構造が複雑になり、コストも高くなるため現実的ではない。したがって、構造やコストの観点からは、格子全体を一方向に直線移動させるように共通の駆動装置を設けることが好ましい
【００１１】
しかしながら、上記のような凹面状の格子を直線移動させると、上記直線移動方向に対して各小格子の傾斜角が異なるため、小格子ごとに実効的な走査ピッチが異なる。例えば、格子の中央部分の小格子に対して、周辺部分の小格子は、傾斜角が大きいため、実効的な走査ピッチが実際の走査ピッチから変化する。すなわち、この場合、小格子ごとに位相ズレが生じるため、実際に被検体Ｈを配置して得られた位相微分像には、小格子の傾斜に起因した位相ズレがオフセットとして加算されることになる。このため、位相コントラスト画像は、小格子の傾斜が大きい周辺部ほど画質が低下するといった問題がある。
【００１２】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、小格子の傾斜に依らず一様な画質の位相コントラスト画像を得ることができる放射線撮影システム及びその画像生成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】
【００１３】
上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影システムは、放射線を放射する放射線源と、前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第１の格子と、前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第２の格子と、前記第１の格子に対して前記第２の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第１の格子及び前記第２の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、前記一方向に対する前記第２の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、前記位相微分像を積分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手段と、を備えたことを特徴とする。
【００１４】
なお、前記補正量は、前記傾斜角度をθとした場合にｃｏｓθと表され、前記位相微分像生成手段は、走査ピッチにｃｏｓθを乗ずることにより、走査ピッチを補正することが好ましい。
【００１５】
また、前記第１の格子の各小格子は、吸収型格子であり、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第２の格子の小格子に投影することが好ましい。
【００１６】
また、前記第１の格子の各小格子は、位相型格子であり、タルボ干渉効果により、前記放射線源からの放射線を縞画像として、それに対応する前記第２の格子の小格子に射影することも好ましい。
【００１７】
また、本発明の放射線撮影システムは、放射線を放射する放射線源と、前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である格子と、放射線変換層で変換された電荷を収集する電荷収集電極を画素ごとに備え、各電荷収集電極が、前記仮想線と直交する方向に、互いに位相が異なるように配列された複数の線状電極群からなる放射線画像検出器と、前記仮想線と直交する方向に対する前記格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶するピッチ補正量記憶手段と、前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、前記各線状電極群により得られる画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、前記位相微分像を積分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手段と、を備えたことを特徴とする。
【００１８】
さらに、本発明の画像生成方法は、放射線を放射する放射線源と、前記放射線源の焦点を通る仮想線を中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第１の格子と、前記円筒面と同軸で、かつ前記円筒面より半径の大きな仮想的な円筒面に沿って配列された複数の小格子からなり、格子線が前記仮想線方向である第２の格子と、前記第１の格子に対して前記第２の格子を、前記仮想線に直交する一方向に所定の走査ピッチで相対移動させる走査手段と、前記走査手段により相対移動される各位置で、前記第１の格子及び前記第２の格子を通過した放射線を検出して画像データを得る放射線画像検出器と、を備えた放射線撮影システムに用いられる画像生成方法であって、前記一方向に対する前記第２の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、前記小格子に対応するセグメントごとに記憶しておき、前記セグメントごとに前記補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成し、前記位相微分像を積分することにより位相コントラスト画像を生成することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１９】
本発明は、走査方向に対する第２の格子の各小格子の傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を、小格子に対応するセグメントごとに記憶しておき、セグメントごとに補正量を用いて走査ピッチを補正するとともに、補正後の走査ピッチを基準として、画素データの強度変化の位相ズレ量を算出することにより被検体の位相微分像を生成するので、小格子の傾斜に依らず一様な画質の位相コントラスト画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２０】
【図１】本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。
【図２】第１及び第２の吸収型格子の光軸方向から見た平面図である。
【図３】フラットパネル検出器の構成を示す模式図である。
【図４】第１及び第２の吸収型格子の断面構造を示す図である。
【図５】縞走査法を説明するための説明図である。
【図６】走査に対して変調された画素データ（強度変調信号）を例示するグラフである。
【図７】走査方向に対して傾斜した小格子の実効的な格子周期を示す模式図である。
【図８】走査方向に対して傾斜した小格子の実効的な格子周期を示すグラフである。
【図９】ＦＰＤの検出面を区分した各セグメントを示す図である。
【図１０】本発明の第２実施形態のＸ線画像検出器の構成を示す模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００２１】
（第１実施形態）
図１において、本発明に係るＸ線撮影システム１０は、被検体ＨにＸ線を照射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被検体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、撮影部１２から読み出された画像データを記憶するメモリ１３と、メモリ１３に記憶される複数の画像データを画像処理して位相コントラスト画像を生成する画像処理部１４と、画像処理部１４により生成された位相コントラスト画像が記録される画像記録部１５と、Ｘ線源１１及び撮影部１２の制御を行う撮影制御部１６と、操作部やモニタからなるコンソール１７と、コンソール１７から入力される操作信号に基づいてＸ線撮影システム１０の全体を統括的に制御するシステム制御部１８とから構成されている。
【００２２】
Ｘ線源１１は、高電圧発生器、Ｘ線管、コリメータ（いずれも図示せず）等から構成されており、撮影制御部１６の制御に基づいて、被検体ＨにＸ線を照射する。例えば、Ｘ線管は、回転陽極型であり、高電圧発生器からの電圧に応じて、フィラメントから電子線を放出し、所定の速度で回転する回転陽極に電子線を衝突させることによりＸ線を発生する。回転陽極は、電子線が固定位置に当り続けることによる劣化を軽減するために回転しており、電子線の衝突部分が、Ｘ線を放射するＸ線焦点となっている。また、コリメータは、Ｘ線管から発せられたＸ線のうち、被検体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ものである。
【００２３】
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）２０、被検体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２１及び第２の吸収型格子２２が設けられている。ＦＰＤ２０は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに沿う方向（以下、ｚ方向いう）に検出面が直交するように配置されている。
【００２４】
第１の吸収型格子２１は、第１〜第５の小格子２１ａ〜２１ｅにより構成されている。第１〜第５の小格子２１ａ〜２１ｅは、それぞれｚ方向に直交する面内の一方向（以下、ｙ方向という）に延びた短冊状の平板格子であり、Ｘ線源１１のＸ線焦点１１ａを通り、かつｙ方向に沿う仮想線Ｃを中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配置されている。
【００２５】
第２の吸収型格子２２は、第１〜第５の小格子２２ａ〜２２ｅにより構成されており、第１の吸収型格子２１とＦＰＤ２０との間に配置されている。同様に、第１〜第５の小格子２２ａ〜２２ｅは、それぞれｙ方向に延びた短冊状の平板格子であり、上記仮想線Ｃを中心軸とした仮想的な円筒面に沿って配置されている。
【００２６】
第１の吸収型格子２１を構成する小格子のうち、第１の小格子２１ａが、光軸Ａに直交するように配置されている。また、第２の吸収型格子２２を構成する小格子のうち、第２の小格子２２ａが、光軸Ａに直交するように配置されている。
【００２７】
図２（ａ）において、第１の吸収型格子２１の第１〜第５の小格子２１ａ〜２１ｅは、それぞれ、ガラス基板等のＸ線透光性基板３０上に、ｙ方向に延伸したＸ線遮蔽部（格子線）３１が、ｚ方向及びｙ方向に直交する方向（以下、ｘ方向という）に所定のピッチｐ１で、かつ間隔ｄ１を空けて配列されたものである。同様に、図２（ｂ）において、第２の吸収型格子２２の第１〜第５の小格子２２ａ〜２２ｅは、それぞれ、Ｘ線透光性基板３２上に、ｙ方向に延伸したＸ線遮蔽部（格子線）３３が、ｘ方向に所定のピッチｐ２で、かつ間隔ｄ２を空けて配列されたものである。
【００２８】
Ｘ線遮蔽部３１，３３の材料としては、Ｘ線吸収性に優れる金属が好ましく、例えば、金や鉛等が好ましい。なお、第１及び第２の吸収型格子２１，２２のスリット部（上記間隔ｄ１，ｄ２の領域）は、空隙でなくてもよく、高分子や軽金属等のＸ線低吸収材が充填されていてもよい。
【００２９】
また、撮影部１２には、第２の吸収型格子２２をｘ方向に移動させることにより、第１の吸収型格子２１に対する第２の吸収型格子２２との相対位置を変化させる走査機構２３が設けられている（以下、走査機構２３により第２の吸収型格子２２を移動させることを走査といい、この移動方向を走査方向という）。走査機構２３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。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ものである。詳しくは後述するが、メモリ１３には、縞走査の各走査ステップで撮影部１２により得られる画像データがそれぞれ記憶される。
【００３０】
また、画像処理部１４は、縞走査の各走査位置で撮影部１２により撮影され、メモリ１３に記憶された複数の画像データに基づき、位相微分像を生成する位相微分像生成部２４と、この位相微分像をｘ方向に沿って積分することにより、位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部２５と、第１〜第５の小格子２２ａ〜２２ｅの走査方向に対する傾斜角度に対応した走査ピッチの補正量を記憶するピッチ補正量記憶部２６とを備える。位相コントラスト画像生成部２５により生成された位相コントラスト画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７に出力されてモニタ（図示せず）に表示される。
【００３１】
コンソール１７は、モニタの他、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置（図示せず）を備えている。この入力装置としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等が用いられ、入力装置の操作により、Ｘ線管の管電圧や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。モニタは、液晶ディスプレイやＣＲＴディスプレイからなり、Ｘ線撮影条件等の文字や、上記位相コントラスト画像を表示する。
【００３２】
図３において、ＦＰＤ２０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０が、ｘ方向及びｙ方向に沿ってアクティブマトリクス基板上に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４４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４５によって接続されている。画素４０の配列ピッチは、ｘ方向及びｙ方向にそれぞれ１００μｍ程度である。
【００３３】
画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）によりＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の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、ＴＦＴ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４４、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４５に接続される。走査回路４２からの駆動パルスによってＴＦＴスイッチがＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４５に読み出される。
【００３４】
なお、画素４０は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）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、本実施形態では、放射線画像検出器としてＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤを用いているが、これに限られず、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放射線画像検出器を用いることも可能である。
【００３５】
読み出し回路４３は、積分アンプ、補正回路、Ａ／Ｄ変換器（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４０から信号線４５を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより変換された画像信号を、デジタル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、ゲイン補正、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。
【００３６】
図４は、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の断面構造を示す。第１及び第２の吸収型格子２１，２２は、対応する小格子同士が平行となるように配置されており、各小格子は、Ｘ線焦点１１ａに対向している。第２の吸収型格子２２の各小格子は、それに対応する第１の吸収型格子２１の小格子を通過したＸ線が投影されるように配置されている。すなわち、第２の吸収型格子２２は、Ｘ線焦点１１ａを中心として第１の吸収型格子２１を相似的に拡大した形状となっている。
【００３７】
第１及び第２の吸収型格子２１，２２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部（間隔ｄ１，ｄ２の領域）を通過したＸ線を線形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Ｘ線管の回転陽極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、１μｍ〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに線形的に投影される。この場合、格子ピッチｐ１，ｐ２は、２μｍ〜２０μｍ程度の大きさである。
【００３８】
Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、Ｘ線焦点１１ａを発光点としたコーンビーム状であるため、第１の吸収型格子２１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像または縞画像と称する）は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子２２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２２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１１ａから第１の吸収型格子２１までの距離をＬ１、第１の吸収型格子２１から第２の吸収型格子２２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。
【００３９】
【数１】
2011206161.tif 000003
【００４０】
【数２】
2011206161.tif 000004
【００４１】
第１の吸収型格子２１から第２の吸収型格子２２までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計の場合には、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、本実施形態の撮影部１２では、第１の吸収型格子２１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２１のＧ１像が、第１の吸収型格子２１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。
【００４２】
上記のように本実施形態の撮影部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２１でＸ線の回折が生じ、タルボ干渉効果が生じている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２１の格子ピッチｐ１、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。
【００４３】
【数３】
2011206161.tif 000005
【００４４】
本実施形態では、前述のように距離Ｌ２をタルボ干渉距離と無関係に設定することができるため、撮影部１２のｚ方向への薄型化を目的とし、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、距離Ｌ２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。
【００４５】
【数４】
2011206161.tif 000006
【００４６】
Ｘ線遮蔽部３１，３３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（金や鉛等）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３１，３３のそれぞれの厚み（ｚ方向の厚さ）をできるだけ厚くすること（すなわち、アスペクト比を高めること）が好ましい。例えば、Ｘ線管の管電圧が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、Ｘ線遮蔽部３１，３３の厚みは、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
【００４７】
以上のように構成された第１及び第２の吸収型格子２１，２２では、第１の吸収型格子２１のＧ１像（縞画像）と第２の吸収型格子２２との重ね合わせにより強度変調された縞画像がＦＰＤ２０によって撮像される。第２の吸収型格子２２の位置におけるＧ１像のパターン周期と、第２の吸収型格子２２の格子ピッチｐ２とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じており、この微小な差異により、強度変調された縞画像にはモアレ縞が生じる。また、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の格子配列方向に誤差が生じ、配列方向が同一でない場合には、いわゆる回転モアレが発生する。しかし、縞画像にこのようなモアレ縞が発生した場合でも、モアレ縞のｘ方向またはｙ方向の周期が画素４０の配列ピッチより大きい範囲であれば特に問題が生じることはない。理想的にはモアレ縞を発生させないことが好ましいが、モアレ縞は、後述するように、縞走査時の走査量を確認するために利用することができる。
【００４８】
Ｘ線源１１と第１の吸収型格子２１との間に被検体Ｈを配置すると、ＦＰＤ２０により検出される縞画像は、被検体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被検体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、ＦＰＤ２０で検出された縞画像を解析することによって、被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
【００４９】
次に、縞画像の解析方法について説明する。同図には、被検体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線が例示されている。符号５０は、被検体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５０を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子２１，２２を通過してＦＰＤ２０に入射する。符号５１は、被検体Ｈが存在する場合に、被検体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５１を進むＸ線は、第１の吸収型格子２１を通過した後、第２の吸収型格子２２のＸ線遮蔽部３３により遮蔽される。
【００５０】
被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体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（５）で表される。
【００５１】
【数５】
2011206161.tif 000007
【００５２】
第１の吸収型格子２１から第２の吸収型格子２２の位置に投射されたＧ１像は、被検体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（６）で表される。
【００５３】
【数６】
2011206161.tif 000008
【００５４】
ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（７）で表される。
【００５５】
【数７】
2011206161.tif 000009
【００５６】
このように、被検体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被検体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、ＦＰＤ２０で検出される各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψ（被検体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の強度変調信号の位相のズレ量）に、次式（８）のように関連している。
【００５７】
【数８】
2011206161.tif 000010
【００５８】
正確には、上記式（８）は、変位量Δｘは、第２の吸収型格子２２の走査方向に対して傾斜していない第１の小格子２２ａに対応する画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψと変位量Δｘとを対応付ける関係式である。
【００５９】
したがって、各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψを求め、式（８）に適用することにより屈折角φが求まり、さらに式（７）を適用することにより位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。そして、これをｘについて積分することにより、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。
【００６０】
縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子２１，２２の一方を他方に対して相対的にｘ方向に走査しながら撮影を行う（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）。本実施形態では、前述の走査機構２３により第２の吸収型格子２２を移動させる。第２の吸収型格子２２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、走査量が格子周期の１周期に達すると（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。
【００６１】
本実施形態では、走査方向に対して傾斜のない第１の小格子２２ａを基準とし、格子ピッチｐ２の整数分の１ずつ第２の吸収型格子２２を移動させながら、ＦＰＤ２０で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、前述の画像処理部１４内の位相微分像生成部２４で演算処理することにより、各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψを得る。なお、その他の第２〜第５の小格子２２ｂ〜２２ｅは、走査方向に対して傾斜しているため、それぞれの実効的な走査ピッチは、傾斜角θに依存して異なる。詳しくは後述するが、前述のピッチ補正量記憶部２６は、走査ピッチを、傾斜角θに応じた実効的な走査ピッチに変換するための補正量（変換係数）を保持しており、この補正量を位相微分像生成部２４に供給する。
【００６２】
図５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２２を走査した場合のＧ１像と第１の小格子２２ａとの位置関係を示している。走査機構２３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子２２を移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子２２の初期位置を、被検体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子２２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３３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。
【００６３】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子２２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子２２を移動させていくと、第２の吸収型格子２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子２２を通過する。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、逆に、第２の吸収型格子２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の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Ｘ線の成分が増加する。
【００６４】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ２０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の画素データが得られる。以下に、このＭ個の画素データから上記各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子２２の位置ｋにおける各画素４０の画素データをＩｋ（ｘ）と標記する。Ｉｋ（ｘ）は、次式（９）で表される。
【００６５】
【数９】
2011206161.tif 000011
【００６６】
ここで、ｘは、画素のｘ方向に関する座標であり、Ｉ０は入射Ｘ線の強度であり、Ａｎは強度変調信号のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、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。
【００６７】
次いで、次式（１０）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、式（１１）のように表される。
【００６８】
【数１０】
2011206161.tif 000012
【００６９】
【数１１】
2011206161.tif 000013
【００７０】
ここで、ａｒｇ［  ］は、偏角の抽出を意味しており、上記位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の画素データ（強度変調信号）から、式（１１）に基づいて位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求まり、位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。
【００７１】
具体的には、各画素４０で得られたＭ個の画素データは、図６に示すように、第２の吸収型格子２２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。同図中の破線は、被検体Ｈが存在しない場合の画素データの変化を示しており、同図中の実線は、被検体Ｈが存在する場合の画素データの変化を示している。この両者の波形の位相差が上記位相ズレ量ψに対応する。
【００７２】
以上の説明では、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方向に関する２次元的な位相ズレの分布ψ（ｘ，ｙ）が得られる。この位相ズレの分布ψ（ｘ，ｙ）が位相微分像に対応する。
【００７３】
上記式（１１）で求まる位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）には、小格子の傾斜角θは考慮されていないため、被検体Ｈのみに依存する実際の位相ズレ量を求めるには、第２〜第５の小格子２２ｂ〜２２ｅに対応するセグメントごとに、傾斜角θに応じた実効的な走査ピッチで位相ズレ量を算出する必要がある。位相微分像生成部２４は、ピッチ補正量記憶部２６から供給された補正量に基づいて、各セグメントごとに、走査ピッチを実効的な走査ピッチに補正したうえで、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）、すなわち位相微分像を算出する。
【００７４】
図７は、第２〜第５の小格子２２ｂ〜２２ｅのうちの１つの小格子を示している。小格子６０は、格子周期がｐ２であるが、走査方向と傾斜角θをなしているため、実効的な格子周期ｐ２’は、ｐ２’＝ｐ２／ｃｏｓθと表される。図８は、被検体Ｈが配置されていない場合における傾斜のない（θ＝０）の小格子に対応する強度変調信号の周期ｐ２と、傾斜角θの小格子に対応する強度変調信号の周期ｐ２’とを示している。
【００７５】
したがって、ｐ２／Ｍ＝（ｐ２’／Ｍ）ｃｏｓθの関係が成り立つため、走査機構２３により走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）だけ第２の吸収型格子２２を移動させた場合に生じる傾斜のない小格子の位相変調量をδとすると、そのときに傾斜角θの小格子に生じる位相変調はδｃｏｓθとなる。すなわち、傾斜角θの小格子の実効的な走査ピッチは、傾斜のない場合のｃｏｓθ倍となる。この“ｃｏｓθ”が、ピッチ補正量記憶部２６に記憶される走査ピッチの補正量（変換係数）である。
【００７６】
次に、位相ズレ量ψの算出原理を説明する。なお、この算出原理は、「応用光学  光計測入門  谷田貝豊彦著  第ニ版  平成１７年２月１５日発行  丸善株式会社  （第１９６頁〜第１９８頁）」等に開示された方法に基づいている。
【００７７】
まず、被検体Ｈが配置されていない場合における上記走査位置ｋに対する画素データの変化（強度変調信号）を理想的な正弦波と仮定して、次式（１２）のように表す。
【００７８】
【数１２】
2011206161.tif 000014
【００７９】
ここで、Ｉｋは、上記走査位置ｋでの強度であり、ｘ、ｙ座標の標記は省略している。また、αはコントラストに対応するパラメータである。そして、δｋは、次式（１３）で表されるように、傾斜角θの場合の実効的な走査ピッチに相当する位相変調量である。
【００８０】
【数１３】
2011206161.tif 000015
【００８１】
次に、上記式（１２）を次式（１４）に示すように展開する。
【数１４】
2011206161.tif 000016
【００８２】
ここで、ａ０、ａ１、ａ２は、以下の通りである。
【００８３】
【数１５】
2011206161.tif 000017
【数１６】
2011206161.tif 000018
【数１７】
2011206161.tif 000019
【００８４】
次いで、被検体Ｈを配置した場合のＩｋの実測値をＩｋ’とすると、被検体Ｈによる強度変調信号の位相ズレ量は、実測値Ｉｋ’から最も確からしいψを求めることにより算出される。すなわち、Ｉｋ’とＩｋとの差を最小にするように、ａ０、ａ１、ａ２を決定することにより、位相ズレ量ψが求まる。具体的には、まず、Ｉｋ’とＩｋとの差の指標Ｗを、次式（１８）のように設定する。
【００８５】
【数１８】
2011206161.tif 000020
【００８６】
そして、指標Ｗを最小とするａ０、ａ１、ａ２を求めるには、以下の式（１９）〜（２１）を解けばよい。
【００８７】
【数１９】
2011206161.tif 000021
【数２０】
2011206161.tif 000022
【数２１】
2011206161.tif 000023
【００８８】
上記式（１９）〜（２１）は、行列表現を用いると、以下のように表される。
【００８９】
【数２２】
2011206161.tif 000024
ここで、
【数２３】
2011206161.tif 000025
【数２４】
2011206161.tif 000026
【数２５】
2011206161.tif 000027
である。
【００９０】
上記式（２２）を解いて得られるａ１、ａ２を次式（２６）に代入することにより、位相ズレ量ψが求まる。なお、次式（２６）は、上記式（１６）及び（１７）に基づいている。
【００９１】
【数２６】
2011206161.tif 000028
【００９２】
ピッチ補正量記憶部２６は、図９に示すように、ＦＰＤ２０の受像部４１（検出面）を第２の吸収型格子２２の第１〜第５の小格子２２ａ〜２２ｅに対応するように区分した各セグメントＳＧ１〜ＳＧ５に対して、上記式（１３）に含まれるｃｏｓθの値（走査ピッチの補正量）を記憶しており、この値を位相微分像生成部２４に供給する。位相微分像生成部２４は、各画素４０の画素データごとに、上記式（１３）及び上記式（２２）〜（２６）を用いて位相ズレ量ψを算出するが、このとき、画素４０が属するセグメントに対するｃｏｓθの値を上記式（１３）に適用する。
【００９３】
以上のように構成されたＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１と撮影部１２との間に被検体Ｈを配置した状態で、操作者により、コンソール１７から入力されると、Ｘ線源１１から被検体Ｈに向けてＸ線照射が行われ、被検体Ｈを透過し、第１及び第２の吸収型格子２１，２２を通過することにより強度変調された縞画像がＦＰＤ２０により検出される。この縞画像の検出動作は、第２の吸収型格子２２を所定の走査ピッチずつ移動させながら、各走査位置において行われる。各検出動作で得られた縞画像は、画像データとしてメモリ１３に記憶される。
【００９４】
次いで、位相微分像生成部２４により、メモリ１３に記憶された複数の画像データに基づき、強度変調信号の位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が生成されるが、このとき、上記セグメントＳＧ１〜ＳＧ５ごとにピッチ補正量記憶部２６から走査ピッチの補正量（ｃｏｓθ）が供給され、位相微分像生成部２４は、補正後の実効的な走査ピッチを用いて位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を算出し位相微分像を生成する。
【００９５】
位相微分像生成部２４により生成された位相微分像は、位相コントラスト画像生成部２５により積分処理が施されて位相コントラスト画像に変換され、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７のモニタに表示される。
【００９６】
なお、傾斜角θが変化した場合等に、補正量（ｃｏｓθ）を変更可能とするように、ピッチ補正量記憶部２６を、データ書き換え可能なメモリ（フラッシュメモリ等）で構成することが好ましい。
【００９７】
また、上記実施形態では、第１及び第２の吸収型格子２１，２２を、ｘ方向に分割された複数の小格子により構成しているが、さらに、これらの小格子を、ｙ方向に分割してもよい。すなわち、第１及び第２の吸収型格子２１，２２を、マトリクス状に配列した小格子により構成してもよい。
【００９８】
また、上記実施形態では、第１の吸収型格子２１を、Ｘ線遮蔽部３１の間のスリット部を通過したＸ線を線形的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、スリット部でＸ線を回折することにより、いわゆるタルボ干渉効果が生じる構成（国際公開第２００４／０５８０７０号等に記載の構成）としてもよい。ただし、この場合には、第１の吸収型格子２１と第２の吸収型格子２２との間の距離Ｌ２をタルボ干渉距離に設定する必要がある。また、この場合には、第１の吸収型格子２１に代えて、位相型格子（位相型回折格子）を用いることが可能である。第１の吸収型格子２１として用いた位相型格子は、タルボ干渉効果により生じる縞画像（自己像）を、ＦＰＤ２０に射影する。
【００９９】
位相型格子と吸収型格子との差異は、Ｘ線高吸収材（Ｘ線遮蔽部）の厚さのみであり、Ｘ線遮蔽部の厚さは、吸収型格子の場合にはＡｕ換算で約３０μｍ以上と設定されるのに対し、位相型格子の場合には、１μｍ〜５μｍ程度に設定される。位相型格子は、Ｘ線高吸収材が、Ｘ線源１１から照射されるＸ線に対して所定量（πまたはπ／２）の位相変調を与えることにより、タルボ干渉効果を発生させて縞画像（自己像）を生成するものである。
【０１００】
また、上記実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の吸収型格子２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の吸収型格子２１と第２の吸収型格子２２との間に配置した場合にも同様に位相コントラスト画像の生成が可能である。
【０１０１】
（第２実施形態）
上記第１実施形態では、第２の吸収型格子２２がＦＰＤ２０とは独立して設けられているが、第２実施形態として、特開平２００９−１３３８２３号公報に開示された構成のＸ線画像検出器を用いることにより、第２の吸収型格子２２を排することができる。本第２実施形態に係るＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されている。
【０１０２】
図１０は、本実施形態のＸ線画像検出器（ＦＰＤ）の構成を例示する。画素７０が、ｘ方向及びｙ方向に沿って一定のピッチで２次元配列されており、各画素７０には、Ｘ線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極７１が形成されている。電荷収集電極７１は、第１〜第６の線状電極群７２〜７７から構成されており、各線状電極群の線状電極のｘ方向に関する配列周期の位相がπ／３ずつずれている。具体的には、第１の線状電極群７２の位相を０とすると、第２の線状電極群７３の位相はπ／３、第３の線状電極群７４の位相は２π／３、第４の線状電極群７５の位相はπ、第５の線状電極群７６の位相は４π／３、第６の線状電極群７７の位相は５π／３である。
【０１０３】
さらに、各画素７０には、電荷収集電極７１により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群７８が設けられている。スイッチ群７８は、第１〜第６の線状電極群７２〜７７のそれぞれに設けられたＴＦＴスイッチからなる。第１〜第６の線状電極群７２〜７７により収集された電荷を、スイッチ群７８を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、ｘ方向に関して互いに位相の異なる６種類の縞画像を取得することができ、この６種類の縞画像から画素ごとに得られる強度変調信号の位相ズレ量に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。
【０１０４】
ＦＰＤ２０に代えて、上記構成のＸ線画像検出器を用いることにより、撮影部１２から第２の吸収型格子２２が不要となるため、コスト削減とともに、さらなる薄型化が可能となる。また、本実施形態では、一度の撮影により強度変調信号を取得することが可能であるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、上記走査機構２３を排することができる。なお、電荷収集電極７１に代えて、特開平２００９−１３３８２３号公報に記載のその他の構成の電荷収集電極を用いることも可能である。
【０１０５】
このように第２の吸収型格子２２を排した場合には、Ｘ線画像検出器の検出面に投影されるＧ１像が、第１の吸収型格子２１の第１〜第５の小格子２１ａ〜２１ｅの傾斜角θに応じて変形されるため、該検出面におけるＧ１像の実効的なパターン周期は、ｐ２’＝ｐ２／ｃｏｓθとなる。ここで、ｐ２は、各線状電極群７２〜７７の線状電極の配列ピッチである。
【０１０６】
したがって、本実施形態においても、上記第１実施形態と同様に、位相微分像生成部２４は、ピッチ補正量記憶部２６から供給される補正量に基づいて、走査ピッチを実効的な走査ピッチに補正したうえで、位相微分像を生成する。具体的には、ピッチ補正量記憶部２６には、第１の吸収型格子２１の第１〜第５の小格子２１ａ〜２１ｅの傾斜角θに対応した補正量（ｃｏｓθ）が記憶されており、Ｘ線画像検出器の検出面をセグメント化し（図９と同様）、セグメントごとに対応する補正量を用いて、走査ピッチを実効的な走査ピッチに補正して位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出が行われる。
【０１０７】
さらに、第２の吸収型格子２２を配置しない場合の別の実施形態として、Ｘ線画像検出器により得られた縞画像（Ｇ１像）を、信号処理によって位相を変えながら周期的にサンプリングすることで、該縞画像に強度変調を与えることも可能である。
【０１０８】
本発明は、医療診断用の放射線撮影システムのほか、工業用等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。
【符号の説明】
【０１０９】
１０  Ｘ線撮影システム
１１  Ｘ線源（放射線源）
１１ａ  Ｘ線焦点
１２  撮影部
１４  画像処理部
２０  フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
２１  第１の吸収型格子
２１ａ〜２１ｅ  小格子
２２  第２の吸収型格子
２２ａ〜２２ｅ  小格子
２３  走査機構
２４  位相微分像生成部
２５  位相コントラスト画像生成部
２６  ピッチ補正量記憶部
３０，３２  Ｘ線透光性基板
３１，３３  Ｘ線遮蔽部
４０  画素
４１  受像部
６０  小格子
７０  画素
７１  電荷収集電極
７２〜７７  第１〜第６の線状電極群
７８  スイッチ群
【図１】
2011206161.tif 000029
【図２】
2011206161.tif 000030
【図３】
2011206161.tif 000031
【図４】
2011206161.tif 000032
【図５】
2011206161.tif 000033
【図６】
2011206161.tif 000034
【図７】
2011206161.tif 000035
【図８】
2011206161.tif 000036
【図９】
2011206161.tif 000037
【図１０】
2011206161.tif 000038