(57)【要約】【課題】回折格子を用いて位相コントラスト画像を撮影する際に、回折格子のサイズにより制限される狭い撮影視野範囲に被検体の関心領域を適切に収められるようにする。【解決手段】位相コントラスト画像を撮影する本撮影の前に、第１の吸収型格子及び第２の吸収型格子により制限される撮影視野範囲よりも広い範囲で被検体の予備撮影を行ない、撮影した予備撮影画像５３から、第１の吸収型格子及び第２の吸収型格子の影５３ｂを補正により消去する。影５３ｂを消去した予備撮影画像５３と、影５３ｂの輪郭から作成した視野枠５５とをモニタに表示し、予備撮影画像５３上で視野枠５５を移動させて本撮影を行なう関心領域を設定する。視野枠５５の移動位置に基づいて、Ｘ線源及び撮影部からなる撮影系と、被検体とを相対移動させる。【選択図】図６
2011206280.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を照射する放射線源と放射線に担持された画像を検出する放射線画像検出器との間に回折格子からなる格子デバイスを配置した放射線撮影手段を用いて被検体の関心領域の位相コントラスト画像を撮影する本撮影の前に、前記格子デバイスの有効視野範囲よりも広い範囲で前記被検体の予備撮影画像を撮影するステップと、
前記予備撮影画像と、前記予備撮影画像上で前記格子デバイスの有効視野範囲を示す視野枠とを表示するステップと、
前記予備撮影画像上で前記視野枠を移動させ、前記視野枠内の領域を前記関心領域として設定するステップと、
前記視野枠が移動される前の初期位置と、前記視野枠移動後の関心領域設定位置とに基づいて、前記放射線撮影手段と前記被検体との相対的な位置調整量を算出するステップと、
前記位置調整量に基づいて、前記被検体と前記放射線撮像手段との相対位置を調整するステップと、
を備えたことを特徴とする放射線撮影方法。
【請求項２】
前記予備撮影画像を表示するステップは、前記予備撮影画像を補正して前記格子デバイスの影を消去することを特徴とする請求項１記載の放射線撮影方法。
【請求項３】
前記被検体が配置されていない状態で撮影した画像に基づいて、前記格子デバイスの放射線透過率の不均一性を補正する透過率補正データを予め作成しておき、前記予備撮影画像の補正に前記透過率補正データを用いることを特徴とする請求項２記載の放射線撮影方法。
【請求項４】
前記格子デバイスを支持する支持手段には、前記放射線を透過する放射線透過材料が用いられていることを特徴とする請求項１〜３いずれか記載の放射線撮影方法。
【請求項５】
前記視野枠は、前記格子デバイスの影に基づいて作成されることを特徴とする請求項１〜４いずれか記載の放射線撮影方法。
【請求項６】
前記被検体と前記放射線撮影手段との相対位置を調整するステップは、前記放射線撮影手段が前記被検体に対して相対移動されることを特徴とする請求項１〜５いずれか記載の放射線撮影方法。
【請求項７】
前記被検体と前記放射線撮影手段との相対位置を調整するステップは、前記被検体を保持した被検体保持手段が前記放射線撮影手段に対して相対移動されることを特徴とする請求項１〜５いずれか記載の放射線撮影方法。
【請求項８】
前記被検体と前記放射線撮影手段との相対位置を調整するステップは、前記格子デバイスが前記被検体及び前記放射線撮影手段に対して相対移動されることを特徴とする請求項１〜５いずれか記載の放射線撮影方法。
【請求項９】
前記被検体及び前記格子デバイスが配置されていない状態で撮影した画像に基づいて作成された感度補正データを用いて、前記位相コントラスト画像から前記放射線画像検出器の各画素の感度バラツキを補正する際に、前記格子デバイスと前記放射線画像撮影手段との相対移動後の位置に対応する画素の前記感度補正データを用いることを特徴とする請求項８記載の放射線撮影方法。
【請求項１０】
放射線を照射する放射線源と放射線に担持された画像を検出する放射線画像検出器との間に配置した回折格子からなる格子デバイスとを用いて被検体の関心領域の位相コントラスト画像を撮影する放射線撮影手段と、
前記位相コントラスト画像を撮影する本撮影の前に、前記放射線撮影手段に、前記格子デバイスの有効視野範囲よりも広い範囲で前記被検体の予備撮影画像を撮影させる撮影制御手段と、
前記予備撮影画像と、前記予備撮影画像上で前記格子デバイスの有効視野範囲を示す視野枠とを表示する表示手段と、
前記表示手段に表示されている前記予備撮影画像上で前記視野枠を移動させ、前記視野枠内の領域を前記関心領域として設定する関心領域設定手段と、
前記視野枠が移動される前の初期位置と、前記視野枠移動後の関心領域設定位置とに基づいて、前記放射線撮影手段と前記被検体との相対的な位置調整量を算出する位置調整量算出手段と、
前記位置調整量に基づいて、前記被検体と前記放射線撮像手段との相対位置を調整する相対位置調整手段と、
を備えたことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項１１】
前記被検体を保持する被検体保持手段と、前記被検体を圧迫して前記被検体保持手段に固定する被検体圧迫固定手段とを有し、前記相対位置調整手段は、前記放射線撮影手段を、前記被検体保持手段及び前記被検体圧迫固定手段に対して相対的に移動させることを特徴とする請求項１０記載の放射線撮影システム。
【請求項１２】
前記格子デバイスは、前記放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、前記縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段とを有することを特徴とする請求項１０または１１記載の放射線撮影システム。
【請求項１３】
前記強度変調手段は、前記縞画像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、前記第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査手段とからなることを特徴とする請求項１２記載の放射線撮影システム。
【請求項１４】
前記第１及び第２の格子は、吸収型格子であり、前記第１の格子は、前記放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に投影することを特徴とする請求項１３記載の放射線撮影システム。
【請求項１５】
前記第１の格子は位相型格子であり、前記第１の格子は、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前記第２の格子に射影することを特徴とする請求項１３記載の放射線撮影システム。
【請求項１６】
前記放射線画像検出器は、放射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画素ごとに備えた放射線画像検出器であって、
前記電荷収集電極は、前記縞画像と同一方向の周期パターンを有する複数の線状電極群が、互いに位相が異なるように配列されてなり、
前記強度変調手段は、前記電荷収集電極により構成されていることを特徴とする請求項１０記載の放射線撮影システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、回折格子からなる格子デバイスを用いて被検体の位相コントラスト画像を撮影する放射線撮影方法及びシステムに関する。
【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、第１の回折格子の自己像（縞画像）を形成する距離である。この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間や、第１の回折格子と自己像と観察する位置（この場合はタルボ干渉距離）の間に被検体を配置した場合、Ｘ線と被検体の相互作用（位相変化）により空間的な変調を受ける。
【０００７】
Ｘ線タルボ干渉計では、タルボ干渉距離の位置で生じる第１の回折格子の自己像に、タルボ干渉距離の位置に配置した第２の回折格子を重ね合わせることによって、第２の回折格子で強度変調された自己像を取得する。被検体との相互作用によって縞画像が空間的な変調を受けた結果として得られる強度変調信号から、縞走査法によって、被検体の位相コントラスト画像を取得する。なお、本願で適用する縞走査法とは、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させながら複数回の撮影を行うことでＸ線画像検出器の各画素単位で周期的に強度が変化する系列データが得られるが、この系列データの位相のズレ量（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、上記の系列データは、走査ピッチに対して周期的に強度が変調された信号であるため、以下、「強度変調信号」と称することもある。
【０００８】
Ｘ線タルボ干渉計の撮影視野サイズは、第１の回折格子と第２の回折格子とのサイズによって制限を受ける。すなわち、Ｘ線タルボ干渉計によって位相コントラスト画像が撮影可能な範囲は、第１の回折格子と第２の回折格子とが重なり合った範囲となる。Ｘ線タルボ干渉計の撮影視野サイズを拡大するには、２枚の回折格子を大面積化すればよいが、大面積化に伴う周辺部でのＸ線のケラレへの対処と、格子の厚さ方向の収束性のコントロールとが必要になるため、容易ではない。
【０００９】
一方、Ｘ線タルボ干渉計を用いた画像診断においては、被検体の関心領域を的確に撮影画像の視野に捉えている必要がある。例えば、従来の一般Ｘ線撮影装置では、通常のＸ線撮影よりもＸ線量を下げて予備的に撮影した予備撮影画像から、撮影視野範囲に関心領域が収まっているかどうかを確認する方法が広く用いられている（例えば、特許文献２または３参照）。また、予備的に撮影した画像から、関心領域が撮影視野範囲に収まっていないことが確認された場合には、関心領域が撮影視野範囲内に収まるように被検体の位置が修正されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】特開２００８−２００３５９号公報
【特許文献２】特開２００３−１６４４４１号公報
【特許文献３】特開２００６−２０４７４４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
Ｘ線タルボ干渉計においても、予備的な撮影により関心領域と撮影視野範囲との位置関係の確認を行ない、その確認結果に応じて被検体の位置を調整することが考えられる。しかし、Ｘ線タルボ干渉計では、回折格子のサイズによって制限されている撮影視野範囲が非常に狭いため、被検体をどの程度移動したら関心領域を撮影視野範囲内に収められるかが分かりにくく、また被検体の位置調整後に関心領域が撮影視野範囲内に収まっていることを保証するのも容易ではない。
【００１２】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、回折格子を用いて位相コントラスト画像を撮影する際に、回折格子のサイズにより制限される狭い撮影視野範囲に被検体の関心領域を適切に収められるように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方法は、放射線を照射する放射線源と放射線に担持された画像を検出する放射線画像検出器との間に回折格子からなる格子デバイスを配置した放射線撮影手段を用いて被検体の関心領域の位相コントラスト画像を撮影する本撮影の前に、格子デバイスの有効視野範囲よりも広い範囲で前記被検体の予備撮影画像を撮影するステップと、予備撮影画像と予備撮影画像上で格子デバイスの有効視野範囲を示す視野枠とを表示するステップと、予備撮影画像上で視野枠を移動させ視野枠内の領域を関心領域として設定するステップと、視野枠が移動される前の初期位置と視野枠移動後の関心領域設定位置とに基づいて放射線撮影手段と被検体との相対的な位置調整量を算出するステップと、位置調整量に基づいて被検体と放射線撮像手段との相対位置を調整するステップとを備えている。
【００１４】
予備撮影画像を表示するステップは、予備撮影画像を補正して格子デバイスの影を消去することが好ましい。また、この予備撮影画像の補正には、格子デバイスの放射線透過率及びその不均一性を補正する透過率補正データを用いるのが好ましい。透過率補正データは、被検体が配置されていない状態で撮影した画像に基づいて予め作成しておくのが好ましい。
【００１５】
予備撮影画像から関心領域を正確に設定するために、格子デバイスを支持する支持手段には、放射線を透過する放射線透過材料が用いられていることが好ましい。完全に透過性ではなく不透明であっても、予備撮影画像を表示する際に、格子デバイスを支持する支持手段によって減弱した分を補正して表示することも可能である。この予備撮影画像の補正には、格子デバイスを支持する支持手段の放射線透過率及びその不均一性を補正する透過率補正データを用いるのが好ましい。透過率補正データは、被検体が配置されていない状態で撮影した画像に基づいて予め作成しておくのが好ましい。また、視野枠は、格子デバイスの有効サイズの実測値を用いて、Ｘ線源−格子デバイス−Ｘ線画像検出器間に割り当てられた距離による拡大率を考慮して作成してもよいが、実際に格子デバイスを撮影し、Ｘ線画像検出器で検出される格子デバイスの影の領域に基づいて作成することがより好ましい。
【００１６】
被検体と放射線撮影手段との相対位置を調整するステップは、放射線撮影手段を被検体に対して相対移動させてもよいし、被検体を保持した被検体保持手段を放射線撮影手段に対して相対移動させてもよい。
【００１７】
また、被検体と放射線撮影手段との相対位置を調整するステップは、格子デバイスを被検体及び放射線撮影手段に対して相対移動させてもよい。この場合、格子デバイスと放射線画像検出手段との相対関係が変化するので、位相コントラスト画像から放射線画像検出器の各画素の感度バラツキを補正する際に、格子デバイスと放射線画像撮影手段との相対移動後の位置に対応する画素の感度補正データを用いるのが好ましい。なお、感度補正データは、被検体及び格子デバイスが配置されていない状態で撮影した画像に基づいて予め作成されているのが好ましい。
【００１８】
本発明の放射線撮影システムは、放射線を照射する放射線源と放射線に担持された画像を検出する放射線画像検出器との間に配置した回折格子からなる格子デバイスとを用いて被検体の関心領域の位相コントラスト画像を撮影する放射線撮影手段と、位相コントラスト画像を撮影する本撮影の前に放射線撮影手段に格子デバイスの有効視野範囲よりも広い範囲で被検体の予備撮影画像を撮影させる撮影制御手段と、予備撮影画像と予備撮影画像上で格子デバイスの有効視野範囲を示す視野枠とを表示する表示手段と、表示手段に表示されている予備撮影画像上で視野枠を移動させ視野枠内の領域を関心領域として設定する関心領域設定手段と、視野枠が移動される前の初期位置と視野枠移動後の関心領域設定位置とに基づいて放射線撮影手段と被検体との相対的な位置調整量を算出する位置調整量算出手段と、位置調整量に基づいて被検体と放射線撮像手段との相対位置を調整する相対位置調整手段とを備えている。
【００１９】
放射線撮影システムが、被検体を保持する被検体保持手段と、被検体を圧迫して被検体保持手段に固定する被検体圧迫固定手段とを有する場合には、被検体の圧迫固定が解除されないようにするため、相対位置調整手段は、放射線撮影手段を被検体保持手段及び被検体圧迫固定手段に対して相対的に移動させることが好ましい。
【００２０】
格子デバイスとして、放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で縞画像に強度変調を与える強度変調手段とを用いてもよい。
【００２１】
強度変調手段は、縞画像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査手段とからなる。
【００２２】
第１及び第２の格子を吸収型格子とし、第１の格子は、放射線源からの放射線を縞画像として第２の格子に投影してもよい。
【００２３】
また、第１の格子を位相型格子とし、第１の格子は、タルボ干渉効果により、放射線源からの放射線を縞画像として第２の格子に射影してもよい。
【００２４】
放射線画像検出器が、放射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画素ごとに備えた放射線画像検出器である場合、電荷収集電極を縞画像と同一方向の周期パターンを有する複数の線状電極群が、互いに位相が異なるように配列させ、この電荷収集電極から強度変調手段を構成してもよい。
【発明の効果】
【００２５】
本発明によれば、予備撮影画像上に視野枠を表示し、この視野枠によって被検体の関心領域と撮影視野範囲との位置関係を表示するので、関心領域と撮影視野範囲とのずれ量及びずれ方向が視覚的、直感的に認識できるようになる。また、視野枠を移動して関心領域を設定することができるので、視野枠の移動量から、調整量を簡単に算出することができる。更に、算出した調整量に基づいて撮影手段と被検体との相対位置が調整されるので、関心領域を的確に捉えた撮影を少ない操作ステップでおこなうことができる。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【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】Ｘ線撮影システムの構成を示すブロック図である。
【図３】撮影部をＸ線の光軸方向から見た正面図である。
【図４】フラットパネル検出器の構成を示す模式図である。
【図５】位相コントラスト画像の撮影手順を示すフローチャートである。
【図６】予備撮影画像及び視野枠を示す画像図である。
【図７】第１及び第２の吸収型格子の構成を示す概略側面図である。
【図８】縞走査法を説明するための説明図である。
【図９】縞走査に伴って変化する画素データ（強度変調信号）を例示するグラフである。
【図１０】臥位状態で撮影を行なう第２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１１】マンモグラフィ装置に関する第３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１２】格子ユニットを相対移動させる第４実施形態に係る撮影部の構成を示す模式図である。点対称ペアについての説明図である。
【図１３】電極群により強度変調を行なう第５実施形態に係るＸ線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】
【００２７】
（第１実施形態）
図１及び図２において、本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影システム１０は、立位状態の被検体（患者）Ｈから位相コントラスト画像を撮影するＸ線診断装置であって、被検体Ｈの関心領域の位相コントラスト画像を撮影する本撮影の前に、撮影視野範囲と被検体Ｈとの位置調整を行なう予備撮影を行なう機能を備えている。
【００２８】
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を保持するＸ線源保持装置１２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１３と、撮影部を保持する立位スタンド１４と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１、Ｘ線源保持装置１２、撮影部１３及び立位スタンド１４を制御するとともに、撮影部１３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１５を備えている。
【００２９】
Ｘ線源１１は、Ｘ線管１７と、Ｘ線管１７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可動式のコリメータ１８とから構成されている。Ｘ線管１７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に衝突させることによりＸ線を発生する。
【００３０】
Ｘ線源保持装置１２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１２ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１２ｂとからなる。台車部１２ａには、支柱部１２ｂ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。
【００３１】
図１と、撮影部１３をＸ線の光軸Ａ方向から見た図３とに示すように、撮影部１３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、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。
【００３２】
図４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２４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２５と、受像部２５からの電荷読み出し行の選択と読み出しタイミングを制御する走査回路２６と、各画素２４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２７とから構成されている。なお、走査回路２６と各画素２４とは、行毎に走査線２８によって接続されており、読み出し回路２７と各画素２４とは、列毎に信号線２９によって接続されている。画素２４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２４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２４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２８、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線２９に接続される。走査回路２６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２９に読み出される。
【００３４】
なお、画素２４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２７は、積分アンプ３１、Ａ／Ｄ変換器３２、補正回路３３、メモリ３４等により構成されている。積分アンプ３１は、各画素２４から信号線２９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３２は、積分アンプ３１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。
【００３６】
補正回路３３は、各画素２４の感度のバラツキを補正する感度補正データと、第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２のＸ線透過率の不均一性を補正する透過率補正データとに基づいて画像データを補正し、補正後の画像データをメモリ３４に入力する。感度補正データは、Ｘ線源１１と撮影部１３との間に、第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２と被検体Ｈとを配置しない状態で撮影した画像データに基づいて予め作成され、補正回路３３に記憶されている。同様に、透過率補正データも、Ｘ線源１１と撮影部１３との間に被検体Ｈを配置しない状態で撮影した画像データに基づいて予め作成され、補正回路３３に記憶されている。透過率補正データとしては、画素値の逆数を所定の規格値（例えば感度中心値や面内平均値等）に対する比とし持てばよい。
【００３７】
図３に示すように、第１の吸収型格子２１は、ｚ方向に直交する面内の一方向（以下、ｙ方向という）に延伸した複数のＸ線遮蔽部２１ａ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で配列されたものである。同様に、第２の吸収型格子２２は、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部２２ａが、ｘ方向に所定のピッチｐ２で配列されたものである。Ｘ線遮蔽部２１ａ，２２ａ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、白金、鉛、タングステン等が好ましい。
【００３８】
第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２は、周辺部でのＸ線のケラレに対処するため、格子の厚さ方向の収束性のコントロールが必要になるので大面積化が難しい。このため、実際は第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２は、ＦＰＤ２０の撮影視野範囲に比べて小さな面積となっている。したがって、格子支持部等の格子以外の構造物が写り込んで関心領域の設定に際して障害とならないように、Ｘ線透過性に優れた材質で形成された格子支持部３６、３７により外周が支持されていることが好ましい。なお、図３は、ＦＰＤ２０を図示するため、格子支持部３６、３７を仮想線により描いている。
【００３９】
また、撮影部１３には、格子支持部３７を介して第２の吸収型格子２２を格子方向に直交する方向（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３９が設けられている。走査機構３９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３９は、後述する縞走査の際に、コンソール１５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３４には、縞走査の各走査ステップで撮影部１３により得られる画像データがそれぞれ記憶される。なお、第２の吸収型格子２２と走査機構３９とが特許請求の範囲に記載の強度変調手段を構成している。
【００４０】
立位スタンド１４は、床に設置された本体１４ａに、撮影部１３を保持する保持部１４ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１４ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１４ｃの間に掛架された無端ベルト１４ｄに接続され、プーリ１４ｃ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、コンソール１５により制御される。
【００４１】
また、立位スタンド１４には、プーリ１４ｃまたは無端ベルト１４ｄの移動量を計測することにより、撮影部１３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、コンソール１５に供給される。コンソール１５は、供給された検出値に基づいてＸ線源保持装置１２の支柱部１２ｂを伸縮させ、撮影部１３の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。
【００４２】
図２に示すように、コンソール１５には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる撮影制御部４１が設けられている。撮影制御部４１には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力部４２と、撮影部１３により取得された画像データ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４３と、位相コントラスト画像を記憶する画像記憶部４４と、モニタ４５に位相コントラスト画像等を表示させる表示制御部４６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）４７とがバス４８を介して接続されている。また、バス４８には、予備撮影時に、Ｘ線源１１及び撮影部１３と、被検体Ｈとの位置調整を行なう関心領域設定部４９、位置調整量算出部５０及び相対位置調整部５１が接続されている。
【００４３】
入力部４２には、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、入力部４２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、予備撮影及び本撮影の撮影タイミング等が入力される。モニタ４５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。
【００４４】
演算処理部４３は、縞走査の各走査ステップで撮影部１３により撮影され、メモリ３４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し、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。
【００４５】
Ｘ線撮影システム１０によって位相コントラスト画像が撮影可能な撮影視野範囲は、第１の吸収型格子２１と第２の吸収型格子２２とが重なり合った領域となる。この撮影視野範囲は、撮影部１３の前面の面積に比べて非常に狭いため、撮影視野範囲内に被検体Ｈの関心領域を適切に配置させるのは難しい。したがって、本実施形態では、位相コントラスト画像を撮影する本撮影の前に、撮影視野範囲と被検体Ｈの関心領域との位置調整を行なう予備撮影を行なっている。
【００４６】
以下、本実施形態の撮影手順について、図５のフローチャートを参照しながら説明する。撮影制御部４１は、撮影部１３の前面に被検体Ｈが配置された状態で入力部４２から予備撮影の実施が指示されると、Ｘ線源１１のコリメータ１８を制御してＸ線の照射範囲を広げる。この照射範囲は、例えば、図１の符号Ｖ１に示すように、第１の吸収型格子２１と第２の吸収型格子２２とによって規定される位相コントラスト画像の撮影視野範囲よりも広く、例えばＦＰＤ２０の撮影範囲全体にＸ線が照射されるような範囲である。これにより、撮影視野範囲外に配置されている被検体Ｈの関心領域を撮影することができる。
【００４７】
次いで撮影制御部４１は、通常の撮影よりも低い線量のＸ線をＸ線源１７から被検体Ｈに向けて照射させ、ＦＰＤ２０に被検体Ｈの吸収画像である予備撮影画像を撮影させる（Ｓ１）。図６（Ａ）に示すように、予備撮影画像５３は、被検体Ｈの吸収画像５３ａの上に、第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２の影５３ｂが重なった画像となる。この影５３ｂは、読み出し回路２７によって画像データが生成される際に、補正回路３３の透過率補正によって補正されるので、同図（Ｂ）に示すように予備撮影画像５３から消去される。
【００４８】
撮影部１３から読み出された予備撮影画像５３は、コンソール１５の画像記憶部４４に記憶される。関心領域設定部４９は、図６（Ｃ）に示すように、第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２の影５３ｂの輪郭に基づいて作成した視野枠５５を作成し、これを予備撮影画像５３上に重ねてモニタ４５に表示させる（Ｓ２）。
【００４９】
関心領域設定部４９は、入力部４２からの操作に応じて、図６（Ｄ）に示すように、予備撮影画像５３上で視野枠５５を移動させ、入力部４２から関心領域設定操作がなされた際に、被検体Ｈにおいて位相コントラスト画像の撮影を行なう関心領域を設定する（Ｓ３）。なお、図６（Ｄ）では、視野枠５５の初期位置を破線５５ａによって表示している。
【００５０】
位置調整量算出部５０は、初期位置にある視野枠５５ａと移動後の視野枠５５との例えば角部の（ｘ，ｙ）座標に基づいて、Ｘ線源１１と撮影部１３とからなる撮影系と被検体Ｈとの相対位置を調整するための位置調整量を算出する（Ｓ４）。相対位置調整部５１は、位置調整量算出部５０により算出された位置調整量に基づいて、Ｘ線源保持装置１２と立位スタンド１４とを駆動させ、被検体Ｈの関心領域に対しＸ線源１１と撮影部１３とを相対移動させる（Ｓ５）。
【００５１】
撮影制御部４１は、入力部４２から本撮影の実施が指示されると、Ｘ線源１１のコリメータ１８を制御してＸ線の照射範囲を狭めることが好ましい。この照射範囲は、例えば、図１の符号Ｖ２に示すように、第１の吸収型格子２１と第２の吸収型格子２２とによって規定される位相コントラスト画像の撮影視野範囲にのみＸ線が照射されるような範囲である。これにより、位相コントラスト画像の撮影視野範囲外の余計な被曝を防止することができるとともに、撮影視野範囲内に配置されている被検体Ｈの関心領域の位相コントラスト画像を撮影することができる。
【００５２】
次いで撮影制御部４１は、Ｘ線源１７から被検体Ｈに向けてＸ線を照射させ、ＦＰＤ２０に被検体Ｈの関心領域の位相コントラスト画像を撮影させる（Ｓ６）。以下、第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２の詳細と、位相コントラスト画像の撮影とについて説明する。
【００５３】
図７において、第１の吸収型格子２１のＸ線遮蔽部２１ａは、ｘ方向に所定のピッチ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、第２の吸収型格子２２のＸ線遮蔽部２２ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。Ｘ線遮蔽部２１ａ，２２ａは、それぞれ不図示のＸ線透過性基板（例えば、ガラス基板）上に配置されたものである。第１及び第２の吸収型格子２１，２２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、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。
【００５４】
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、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに線形的に投影される。この場合、格子ピッチｐ１，ｐ２は、２〜２０μｍ程度の大きさである。
【００５５】
Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点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。
【００５６】
【数１】
2011206280.tif 000003
【００５７】
【数２】
2011206280.tif 000004
【００５８】
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１３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。
【００５９】
上記のように本実施形態の撮影部１３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線の回折が生じるように、干渉性の高いＸ線源を用いて、第１の吸収型格子２１のピッチ、Ｘ線波長を設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。
【００６０】
【数３】
2011206280.tif 000005
【００６１】
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１３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。
【００６２】
【数４】
2011206280.tif 000006
【００６３】
Ｘ線遮蔽部２１ａ，２２ａ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、鉛、タングステン等）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２１ａ，２２ａ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２１ａ，２２ａの厚みは、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
【００６４】
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。
【００６５】
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。
【００６６】
次に、縞画像の解析方法について説明する。図７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５７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５７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５８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５８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２２ａにより遮蔽される。
【００６７】
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。
【００６８】
【数５】
2011206280.tif 000007
【００６９】
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。
【００７０】
【数６】
2011206280.tif 000008
【００７１】
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。
【００７２】
【数７】
2011206280.tif 000009
【００７３】
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２４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２４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。
【００７４】
【数８】
2011206280.tif 000010
【００７５】
したがって、各画素２４の強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（８）から屈折角φが求まり、式（７）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。
【００７６】
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）。本実施形態では、前述の走査機構３９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、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子２２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。このように、格子ピッチｐ２を整数分の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、前述の演算処理部４３で演算処理することにより、各画素の強度変調信号の位相ズレ量ψを得る。この位相ズレ量ψの２次元分布が位相微分像に相当する。
【００７７】
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２２を移動させる様子を模式的に示している。走査機構３９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を順に並進移動させる。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２２ａ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。
【００７８】
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。
【００７９】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ２０により撮影を行うと、各画素２４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２４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）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（９）で表される。
【００８０】
【数９】
2011206280.tif 000011
【００８１】
ここで、ｘは、画素の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２４の座標ｘの関数として表したものである。
【００８２】
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。
【００８３】
【数１０】
2011206280.tif 000012
【００８４】
【数１１】
2011206280.tif 000013
【００８５】
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２４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。
【００８６】
具体的には、各画素２４で得られたＭ個の画素データは、図９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。
【００８７】
以上の説明では、画素２４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。なお、屈折角φと位相ズレ量ψとは、上記式（７）で示されるように比例関係にあるため、共に位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量に対応する物理量である。
【００８８】
演算処理部４３は、以上のように求めた位相微分像をｘ軸に沿って積分することにより、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を生成し、これを位相コントラスト画像として画像記憶部４４に記録する。画像記憶部４４に記録された位相コントラスト画像は、表示制御部４６により読み出され、モニタ４５に表示される。
【００８９】
なお、上記実施形態では、Ｘ線源１１からＦＰＤ２０までの距離を長くした場合に、Ｘ線焦点１１ａ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ため、Ｘ線焦点１１ａの直後にマルチスリット（線源格子）を配置してもよい。
【００９０】
このマルチスリットは、第１及び第２の吸収型格子２１，２２と同様な構成の吸収型格子であり、一方向（本実施形態では、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２１，２２のＸ線遮蔽部２１ａ，２２ａと同一方向（本実施形態では、ｘ方向）に周期的に配列されたものである。このマルチスリットは、Ｘ線源１１からのＸ線を部分的に遮蔽してｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小するとともに、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することにより、Ｇ１像のボケを抑制する。
【００９１】
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、そ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ＷＯ２００４／０５８０７０号公報等に記載の構成）としてもよい。ただし、この場合には、第１及び第２の吸収型格子２１，２２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り、第１の吸収型格子２１に代え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、第２の吸収型格子２２に射影する。
【００９２】
さらに、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。
【００９３】
（第２実施形態）
図１０は、本発明の第２実施形態に係るＸ線撮影システム６０を示している。このＸ線撮影システム６０は、被検体Ｈを臥位状態で撮影するＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１３の他に、被検体Ｈを寝載するベッド６１を備える。Ｘ線源１１及び撮影部１３は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態と同一の符号を付している。以下、第１実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
【００９４】
本実施形態では、撮影部１３は、被検体Ｈを介してＸ線源１１に対向するように、天板６２の下方に配置されている。撮影部１３は、天板６２の下の撮影部保持板６３上に設けられたレール６４に支持され、ｘ方向及びｙ方向に移動自在となっている。撮影部１３のｘ方向及びｙ方向の移動は、モータと各種駆動機構とを備え、コンソール１５によって制御された撮影部駆動機構６５により行なわれる。
【００９５】
一方のＸ線源１１は、Ｘ線源保持装置１２によって保持されており、Ｘ線源１１の角度変更機構（図示せず）によりＸ線照射方向が下方向とされている。Ｘ線源１１は、この状態で、ベッド６１の天板６２に寝載された被検体ＨにＸ線を照射する。Ｘ線源保持装置１２は、支柱部１２ｂの伸縮によりＸ線源１１の上下動を可能とするため、この上下動により、Ｘ線源１１からＦＰＤ２０の検出面までの距離を調整することができる。
【００９６】
本実施形態においても、本撮影の前に予備撮影が行なわれ、予備撮影画像上で移動自在な視野枠を移動させて関心領域の設定が行なわれる。そして、Ｘ線源１１及び撮影部１３と被検体Ｈの関心領域との相対位置調整は、Ｘ線源保持装置１２と撮影部駆動機構６５とにより、Ｘ線源１１及び撮影部１３が移動されることにより行なわれる。
【００９７】
なお、詳しくは図示しないが、上記第２実施形態において、Ｘ線源１１及び撮影部１３を固定し、被検体Ｈを寝載させた天板６２をｘ，ｙ，ｚ方向に移動自在にしてもよい。これによれば、被検体Ｈを載せた天板６２を移動させることにより、Ｘ線源１１及び撮影部１３と被検体Ｈの関心領域との相対位置調整を行なうことができる。
【００９８】
（第３実施形態）
図１１は、本発明をマンモグラフィ（Ｘ線乳房撮影）に適用した第３実施形態を示している。マンモグラフィ装置７０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７０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７１と、アーム部材７１に対してＸ線源収納部７２をｘ，ｙ，ｚ方向に移動させるＸ線源保持部７３と、アーム部材７１の他端に配設された撮影台７４と、撮影台７４に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板７５とを備える。
【００９９】
Ｘ線源収納部７２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台７４の下部に設けられた収納空間７６内には、撮影部１３が収納されている。収納空間７６には、撮影部１３を支持してｘ方向及びｙ方向に移動自在にするレール７７が設けられている。撮影部１３のｘ方向及びｙ方向の移動は、モータと各種駆動機構とを備え、コンソール１５によって制御された撮影部駆動機構７８により行なわれる。Ｘ線源１１と撮影部１３とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板７５は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台７４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。
【０１００】
本実施形態においても、本撮影の前に予備撮影が行なわれ、予備撮影画像上で移動自在な視野枠を用いて関心領域の設定が行なわれる。そして、Ｘ線源１１及び撮影部１３と被検体Ｈの関心領域との相対位置調整は、Ｘ線源保持部７３と撮影部駆動機構７８とにより、Ｘ線源１１及び撮影部１３が移動されることにより行なわれるので、被検体Ｈの圧迫固定が解除されることはない。
【０１０１】
（第４実施形態）
上記各実施形態では、Ｘ線源１１及び撮影部１３と被検体Ｈの関心領域との相対位置を調整する際に、Ｘ線源１１及び撮影部１３と被検体Ｈとのいずれか一方を移動させたが、第１の吸収格子及び第２の吸収格子を関心領域に対面する位置に移動させてもよい。
【０１０２】
図１２に示す第４実施形態の撮影部８０は、第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２と、走査機構３９とを一体化した格子ユニット８１を有している。そして、コンソール１５での関心領域設定結果に応じて、モータ及び各種駆動機構からなる撮影部駆動機構８２により、格子ユニット８１を被検体Ｈの関心領域に対面する位置に移動させている。これにより、本実施形態においても、被検体Ｈの関心領域の位相コントラスト画像を適切に撮影することができる。また、格子ユニット８１を相対移動させる構成は、上記第２、第３の実施形態にも適用可能である。
【０１０３】
なお、上記実施形態では、格子ユニット８１の移動により、第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２と、ＦＰＤ２０との相対位置関係が変化する。したがって、補正回路３３により感度補正及び透過率補正を行なう際には、第１の吸収型格子２１及び第２の吸収型格子２２の移動後の位置に対応する画素の感度補正データ及び透過率補正データが使用される。
【０１０４】
（第５実施形態）
上記各実施形態では、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、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。この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おり、電荷収集電極が特許請求の範囲に記載の強度変調手段を構成している。
【０１０５】
図１３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９０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９０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９１が形成されている。電荷収集電極９１は、第１〜第６の線状電極群９２〜９７から構成されており、各線状電極群の線状電極の配列周期の位相がπ／３ずつずれている。具体的には、第１の線状電極群９２の位相を０とすると、第２の線状電極群９３の位相はπ／３、第３の線状電極群９４の位相は２π／３、第４の線状電極群９５の位相はπ、第５の線状電極群９６の位相は４π／３、第６の線状電極群９７の位相は５π／３である。
【０１０６】
さらに、各画素９０には、電荷収集電極９１により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群９８が設けられている。スイッチ群９８は、第１〜第６の線状電極群９２〜９６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９２〜９６により収集された電荷を、スイッチ群９８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、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。
【０１０７】
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、撮像部１３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、異なる位相で強度変調が行われた複数の縞画像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３９を排することができる。なお、電荷収集電極９１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。
【０１０８】
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。
【０１０９】
以上説明した第１〜第４実施形態は、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】
【０１１０】
１０  Ｘ線撮影システム
１１  Ｘ線源（放射線源）
１２  Ｘ線源保持装置
１３  撮影部
１４  立位スタンド
１５  コンソール
２０  フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
２１  第１の吸収型格子
２２  第２の吸収型格子
３３  補正回路
３９  走査機構
４１  撮影制御部
４６  表示制御部
４９  関心領域設定部
５０  位置調整量算出部
５１  相対位置調整部
５３  予備撮影画像
５５  視野枠
【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１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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