(57)【要約】【課題】曝射回数を抑えながらも鮮明な位相画像を得ることを可能とする。【解決手段】Ｘ線源１１とＸ線画像検出器２０との間に第１及び第２の格子２１，２２が対向配置されている。移動機構２３は、第２の格子２２を、格子線に直交する方向に格子ピッチの半分に相当する距離だけ離れた第１の位置と第２の位置とに移動させる。画像平均部１４ａは、第１の位置でＸ線画像検出器２０により生成された第１の画像データと、第２の位置でＸ線画像検出器２０により生成された第２の画像データとを平均することにより吸収画像を生成する。減算処理部１４ｂは、第１の画像データから吸収画像を減算することにより表示用画像を生成する。【選択図】図１
2012228361.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て第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
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、
被検体の吸収画像を生成する吸収画像生成手段と、
前記画像データから前記吸収画像を減算して表示用画像とする減算処理部と、
を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
【請求項２】
前記吸収画像生成手段は、前記第１の格子または前記第２の格子を、格子線に直交する方向に格子ピッチの半分に相当する距離だけ離れた第１の位置と第２の位置とに移動させる移動機構と、
前記第１の位置で前記放射線画像検出器により生成された第１の画像データと、前記第２の位置で前記放射線画像検出器により生成された第２の画像データとを平均することにより吸収画像を生成する画像平均部と、
からな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】
前記吸収画像生成手段は、前記第１及び第２の格子を、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間から退避させる退避装置と、
前記第１及び第２の格子を前記放射線源と前記放射線画像検出器との間から退避させた状態で前記放射線画像検出器により画像データを生成させる制御部と、
からな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４】
被検体を配置しない状態で前記放射線画像検出器により生成された画像データを補正画像として記憶する補正画像記憶部と、
前記表示用画像から前記補正画像を減算する補正処理部と、
を備えることを特徴とする請求項１から３いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【請求項５】
前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を前記第２の格子に幾何光学的に投影することにより前記第１の周期パターン像を生成することを特徴とする請求項１から４いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【請求項６】
前記第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせ前記第１の周期パターン像を生成することを特徴とする請求項１から４いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【請求項７】
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６いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
【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、Ｘ線源から第１及び第２の格子を通過することにより生成されるＸ線像をＸ線画像検出器で撮影することにより位相コントラス画像を取得する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】
特許文献１，２に記載のＸ線撮影装置では、第１の格子に対して第２の格子を、格子方向にほぼ垂直な方向に、格子ピッチよりも小さい所定量ずつ相対的に並進移動させながら、並進移動を行うたびに撮影を行って画像データを生成し、一連の撮影の結果得られる複数の画像データに基づいて、被検体との相互作用によって生じたＸ線の位相変化量を検出して位相微分画像を生成する縞走査法が行われる。この位相微分画像に基づいて被検体の位相コントラスト画像を取得することができる。
【０００８】
特許文献１には、位相微分画像や位相コントラスト画像の他に、第１及び第２の格子を固定したまま一回の撮影で得られる単一の画像データに基づく画像を表示用画像としてもよいことが記載されている。同様に、特許文献２には、上記単一の画像データに基づく画像にオフセット補正等を施したものを表示用画像とす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】ＷＯ２００４／０５８０７０号公報
【特許文献２】ＷＯ２００８／１０２６５４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
しかしながら、特許文献１、２に記載のように単一の画像データに基づく画像を表示用画像として用いることは、曝射回数を低減するうえで有用であるが、被検体のエッジに対応する部分が不鮮明であり視認性が悪いといった点がトレードオフとなる。
【００１１】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、曝射回数を抑えながらも鮮明な位相画像を得ることを可能とする放射線撮影装置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】
【００１２】
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て第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、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、被検体の吸収画像を生成する吸収画像生成手段と、前記画像データから前記吸収画像を減算して表示用画像とする減算処理部と、を備えることを特徴とする。
【００１３】
前記吸収画像生成手段は、前記第１の格子または前記第２の格子を、格子線に直交する方向に格子ピッチの半分に相当する距離だけ離れた第１の位置と第２の位置とに移動させる移動機構と、前記第１の位置で前記放射線画像検出器により生成された第１の画像データと、前記第２の位置で前記放射線画像検出器により生成された第２の画像データとを平均することにより吸収画像を生成する画像平均部と、からなる。
【００１４】
前記吸収画像生成手段は、前記第１及び第２の格子を、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間から退避させる退避装置と、前記第１及び第２の格子を前記放射線源と前記放射線画像検出器との間から退避させた状態で前記放射線画像検出器により画像データを生成させる制御部と、からなるものであってもよい。
【００１５】
本発明の放射線撮影装置は、被検体を配置しない状態で前記放射線画像検出器により生成された画像データを補正画像として記憶する補正画像記憶部と、前記表示用画像から前記補正画像を減算する補正処理部と、を備える。
【００１６】
前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を前記第２の格子に幾何光学的に投影することにより前記第１の周期パターン像を生成するものである。
【００１７】
前記第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせ前記第１の周期パターン像を生成するものであってもよい。
【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。
【発明の効果】
【００１９】
本発明によれば、第１及び第２の格子を介して撮影を行うことにより得られた単一の画像データから吸収画像を減算して表示用画像とするので、曝射回数を抑えながらも鮮明な位相画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２０】
【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の格子の移動量に対する画素値の変化を例示するグラフである。
【図５】第２の実施形態のＸ線撮影装置に用いられる退避装置を示す図である。
【図６】第３の実施形態のＸ線撮影装置に用いられる画像処理部の構成を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００２１】
（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。
【００２２】
撮影部１２は、Ｘ線画像検出器２０、第１及び第２の格子２１，２２、及び移動機構２３を備える。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、例えば、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。
【００２３】
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。
【００２４】
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て第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）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Ｇ１像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。
【００２５】
移動機構２３は、圧電素子等のアクチュエータからなり、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。具体的には、移動機構２３は、第２の格子２２を、第１の位置と、第１の位置からｘ方向に格子ピッチの半分に相当する距離だけずれた第２の位置との間で移動させる。
【００２６】
Ｘ線画像検出器２０は、第２の格子２２が第１の位置の場合と、第２の位置の場合とにおいて生成されるＧ２像をそれぞれ検出して画像データを生成する。以下、第２の格子２２が第１の位置の場合に生成される画像データを第１の画像データ、第２の格子２２が第２の位置の場合に生成される画像データを第２の画像データという。
【００２７】
メモリ１３は、Ｘ線画像検出器２０から読み出された第１及び第２の画像データを一時的に記憶する。画像処理部１４は、画像平均部１４ａと減算処理部１４ｂとを備える。画像平均部１４ａは、第１の画像データと第２の画像データとを画素ごとに平均することにより吸収画像を生成する。減算処理部１４ｂは、第１の画像データから吸収画像を画素ごとに減算することにより表示用画像を生成する。画像記録部１５は、表示用画像を記録する。撮影制御部１６は、Ｘ線源１１及び撮影部１２の制御を行う。
【００２８】
コンソール１７は、撮影条件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、撮影情報や表示用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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂを通過したＸ線を幾何光学的に投影するように構成される。具体的には、ｘ方向に関するＸ線透過部２１ｂ，２２ｂの幅を、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。これにより、第１及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線の大部分を回折させずに、直進性を保ったまま通過させる。例えば、Ｘ線源１１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、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂのｘ方向の幅を１〜１０μｍ程度とすればよい。
【００３３】
第１の格子２１により生成されるＧ１像は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大される。本実施形態においては、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、第２の格子２２の位置におけるＧ１像の周期パターンと一致するように決定される。すなわち、第２の格子２２の格子ピッチｐ２は、第１の格子２１の格子ピッチをｐ１、Ｘ線焦点１１ａと第１の格子２１との間の距離Ｌ１、第１の格子２１と第２の格子２２との間の距離Ｌ２とした場合、下式（１）をほぼ満たすように決定される。
【００３４】
【数１】
2012228361.tif 000003
【００３５】
Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置するとＧ２像が被検体Ｈにより変調を受ける。同図では、主として、Ｘ線源１１から放射され被検体Ｈにより屈折されずに第１の格子２１を通過したＸ線４０が第２の格子２２で遮蔽され、被検体Ｈにより屈折されて第１の格子２１を通過したＸ線が第２の格子２２を通過し、Ｘ線画像検出器２０に入射するように第１及び第２の格子２１，２２が配置されている。この位置が前述の第１の位置である。
【００３６】
被検体ＨによるＸ線の屈折角φは、被検体Ｈの位相シフト分布をΦ（ｘ）とすると、下式（２）で表されるため、上記第１の画像データに基づく画像は、被検体Ｈの位相情報が反映された画像である。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。
【００３７】
【数２】
2012228361.tif 000004
【００３８】
移動機構２３は、第２の格子２２を、図３に示す第１の位置からｘ方向にｐ２／２の距離だけ並進移動させる。この並進移動後の位置が前述の第２の位置である。第２の位置では、主として、Ｘ線源１１から放射され被検体Ｈにより屈折されずに第１の格子２１を通過したＸ線４０は第２の格子２２を通過してＸ線画像検出器２０に入射し、被検体Ｈにより屈折されて第１の格子２１を通過したＸ線は第２の格子２２で遮蔽される。
【００３９】
第１の格子２１に対して第２の格子２２を、ｘ方向に格子ピッチｐ２に相当する距離だけ並進移動させた場合には、図４に例示するように、画素値は、第２の格子２２の移動距離に対して、格子ピッチｐ２を一周期とした正弦波を描くように変化する。第１及び第２の位置は、半周期分離れた位置関係であるため、第１及び第２の画素データを平均することにより、各画素値は、上記正弦波の平均値となる。この平均値を画素とした画像が前述の吸収画像である。本実施形態では、移動機構２３及び画像平均部１４ａが吸収画像生成手段を構成している。
【００４０】
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。被検体ＨがＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置され、操作部１７ａから撮影指示が入力されると、移動機構２３により第２の格子２２が第１の位置に配置され、Ｘ線源１１によりＸ線照射が行われるとともに、Ｘ線画像検出器２０によるＧ２像の検出が行われ、第１の画像データが生成される。次に、移動機構２３により第２の格子２２が第２の位置に移動され、同様にＸ線照射が行われるとともに、Ｇ２像の検出が行われ、第２の画像データが生成される。第１及び第２の画像データは、それぞれメモリ１３に格納される。
【００４１】
この後、画像処理部１４によりメモリ１３に格納された第１及び第２の画像データが読み出される。画像処理部１４内では、画像平均部１４ａにより第１及び第２の画像データが画素ごとに平均されることにより吸収画像が生成される。減算処理部１４ｂでは、第１の画像データから吸収画像が画素ごとに減算されることにより表示用画像が生成される。この吸収画像の減算により、表示用画像は、被検体Ｈのエッジに対応する部分が鮮明化し視認性が向上する。
【００４２】
そして、表示用画像は、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。
【００４３】
なお、上記第１の実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の格子２１と第２の格子２２との間に配置してもよい。
【００４４】
また、上記第１の実施形態では、移動機構２３により第２の格子２２を、図３に示す第１の位置と、第１の位置から格子ピッチｐ２の半周期分ずれた第２の位置とに移動させているが、第１及び第２の位置は、上記位置に限られず、半周期分ずれていればいずれの位置であってもよい。
【００４５】
また、上記第１の実施形態では、移動機構２３により第２の格子２２を移動させているが、第２の格子２２に代えて、第１の格子２１を同様に格子ピッチｐ１の半周期分だけ離れた第１及び第２の位置に移動させてもよい。
【００４６】
また、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、これに代えて、平行ビームを射出するＸ線源を用いることも可能である。この場合には、上式（１）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を構成すればよい。
【００４７】
また、上記第１の実施形態では、第１の画像データから吸収画像を減算したものを表示用画像としているが、さらに、この表示用画像に適当な補正係数を掛けたうえで吸収画像を加算したものを表示用画像としてもよい。このようにすることで、被検体のエッジ部分と吸収部分との両方のコントラストを揃えて視認性を高めることができる。
【００４８】
（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、第１及び第２の格子２１，２２のいずれか一方を格子ピッチの半周期分だけ離れた第１及び第２の位置に移動させ、各位置で得られた画像データを平均することにより吸収画像を生成しているが、第２の実施形態のＸ線撮影装置では、移動機構２３に代えて、図５に示すように、第１及び第２の格子２１，２２をＸ線源１１とＸ線画像検出器２０との間から退避させる退避装置５０を設ける。
【００４９】
本実施形態では、第１及び第２の格子２１，２２を退避させた状態でＸ線照射を行いＸ線画像検出器２０により生成された画像データを吸収画像として、第１の画像データから減算する。本実施形態では、退避装置５０及びシステム制御部１８が吸収画像生成手段を構成する。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。
【００５０】
（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、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置した状態で一連の撮影を行い、表示用画像を生成しているが、第１及び第２の格子２１，２２の製造誤差や配置誤差等により表示用画像にノイズによりムラが生じることがあるため、被検体Ｈを配置せずに撮影（プレ撮影）を行い、このプレ撮影で得られた画像データを補正画像として補正を行うようにしてもよい。
【００５１】
第３の実施形態のＸ線撮影装置は、コンソール１７の操作部１７ａにより、被検体Ｈを配置して撮影を行う本撮影モードと、被検体Ｈを配置せずに撮影を行うプレ撮影モードの切り替えが可能となっている。
【００５２】
図６において、本実施形態の画像処理部は、画像平均部６０、減算処理部６１、補正画像記憶部６２、及び補正処理部６３を備える。画像平均部６０及び減算処理部６１は、第１の実施形態の画像平均部１４ａ及び減算処理部１４ｂと同一である。補正画像記憶部６２は、プレ撮影モードにおいてＸ線照射を行いＸ線画像検出器２０により生成された画像データを補正画像として記憶する。
【００５３】
本撮影モードでは、第１の実施形態と同様に撮影が行われ、第１及び第２の画像データが生成される。画像平均部６０は、第１及び第２の画像データから吸収画像を生成し、減算処理部６１は、第１の画像データから画像平均部６０により生成された吸収画像を減算する。
【００５４】
そして、補正処理部６３は、減算処理部６１による減算処理後の画像から補正画像記憶部６２に記憶された補正画像を減算する。本実施形態では、補正処理部６３による補正処理後の画像が表示用画像となる。なお、吸収画像を上記第２の実施形態の方法で取得してもよい。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。
【００５５】
（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、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、第４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、高出力のＸ線源を用いることが可能となり、Ｘ線量が向上するため、画質が向上する。この場合、マルチスリットのピッチｐ０は、下式（３）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。
【００５６】
【数３】
2012228361.tif 000005
【００５７】
（第５の実施形態）
次に、本発明の第５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の格子２１が入射Ｘ線を回折せずに幾何光学的に投影する構成としているが、第５の実施形態のＸ線撮影装置では、特開２００８−２００３６１号公報等に記されているように、第１の格子２１でタルボ効果が生じる構成とする。タルボ効果を生じさせるためには、Ｘ線の空間干渉性を高めるように、小焦点のＸ線光源を用いるか、上記のようなマルチスリットを有するＸ線源を用いればよい。
【００５８】
タルボ効果が生じる場合には、第１の格子２１の自己像（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。このため、本実施形態では、第１の格子２１から第２の格子２２までの距離Ｌ２をタルボ距離Ｚｍに設定する必要がある。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。
【００５９】
第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（４）で表される。ここで、ｍは正の整数である。
【００６０】
【数４】
2012228361.tif 000006
【００６１】
また、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り、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（５）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００６２】
【数５】
2012228361.tif 000007
【００６３】
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り、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（６）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００６４】
【数６】
2012228361.tif 000008
【００６５】
また、第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（７）で表される。ここで、ｍは正の整数である。
【００６６】
【数７】
2012228361.tif 000009
【００６７】
また、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り、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚｍは、下式（８）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。
【００６８】
【数８】
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【００６９】
そして、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、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。
【００７０】
【数９】
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【００７１】
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】
【００７２】
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】
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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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